JP6869906B2 - 組織のパラメータに基づく同時エネルギーモダリティを使用するユーザーが適合可能な技法を有する外科用システム - Google Patents

組織のパラメータに基づく同時エネルギーモダリティを使用するユーザーが適合可能な技法を有する外科用システム Download PDF

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Description

（関連技術の相互参照）
本出願は、２０１５年６月３０日に出願された米国仮出願第６２／１８６，９８４号、２０１５年９月３０日に出願された米国仮出願第６２／２３５，２６０号、２０１５年９月３０日に出願された米国仮出願第６２／２３５，３６８号、２０１５年９月３０日に出願された米国仮出願第６２／２３５，４６６号、２０１６年１月１５日に出願された米国仮出願第６２／２７９，６３５号、及び２０１６年５月２日に出願された米国仮出願第６２／３３０，６６９号の利益を主張するものであり、これらの内容は、本明細書に参照によりその全体が組み込まれる。
（発明の分野）
本開示は概して、超音波外科用システムに関し、より具体的には、外科医が切断及び凝固を行い、組織のパラメータに基づいて、同時エネルギーモダリティを使用して、そのような処置を行うための技法を適合させ、個別化することを可能にする超音波及び電気外科用システムに関する。
超音波外科用器具は、そのような器具の特殊な性能特性のおかげで、外科処置における広範囲にわたる用途が増々見出されている。特定の器具構成及び操作パラメータに応じて、超音波外科用器具は、組織の切断及び凝固による止血を実質的に同時にもたらし、望ましくは、患者の外傷を最小限に抑えることができる。切断行為は、典型的には、器具の遠位端におけるエンドエフェクタ又はブレード先端によって実現され、これにより、エンドエフェクタと接触した組織に超音波エネルギーが伝送される。このような性質の超音波器具は、ロボット支援処置を含む切開外科用用途、腹腔鏡又は内視鏡の外科的処置用に構成され得る。
いくつかの外科器具は、正確な切断及び凝固の調節の両方のために超音波エネルギーを利用する。超音波エネルギーは、組織と接触しているブレードを振動させることによって切断及び凝固させる。超音波ブレードは高周波（例えば、毎秒５５，５００回）で振動し、組織中のタンパク質を変性させて粘着性の凝塊を形成する。ブレード表面が組織に及ぼす圧力により血管が崩壊され、凝塊が止血シールを形成することを可能にする。切断及び凝固の精度は、外科医の技術、並びに電力レベル、ブレードエッジ、組織トラクション、及びブレード圧力の調整によって制御される。
組織を治療及び／又は破壊するために電気エネルギーを組織に印加するための電気外科用装置も、外科的処置において、広範囲にわたる用途が増々見出される。電気外科用装置は、典型的には、遠位に取り付けられたエンドエフェクタ（例えば、１つ又は２つ以上の電極）を有する器具であるハンドピースを含む。エンドエフェクタは、電流が組織内に導入されるように、組織に対して位置付けられ得る。電気外科用装置は、双極又は単極動作用に構成することができる。双極動作中、電流は、エンドエフェクタの活性電極によって組織に導入され、エンドエフェクタの戻り電極によって組織から戻される。単極動作中、電流は、電流がエンドエフェクタの活性電極によって組織に導入され、患者の体に別個に位置する戻り電極（例えば、接地パッド）を介して戻される。組織を流れる電流によって生成される熱は、組織内及び／又は組織間の止血シールを形成することができ、それ故に、例えば、血管を封止するために特に有用であり得る。電気外科用装置のエンドエフェクタは、組織を離断するための、組織及び電極に対して移動可能な切断部材も含み得る。
電気外科用装置によって印加された電気エネルギーは、ハンドピースと通信している発生器によって器具に伝送され得る。電気エネルギーは、無線周波数（「ＲＦ」）エネルギーの形態であってもよい。ＲＦエネルギーは、２００キロヘルツ（ｋＨｚ）〜１メガヘルツ（ＭＨｚ）の周波数帯域であり得る電気エネルギーの一形態である。印加中、電気外科用装置は、組織を通じて低周波数ＲＦエネルギーを伝送することができ、これはイオン撹拌又は摩擦、すなわち抵抗加熱を生じさせ、これによって組織の温度を増加させる。罹患組織と周囲組織との間にはっきりとした境界が形成されるため、外科医は、標的としない隣接する組織を犠牲にすることなく、高度な正確性及び制御で操作することができる。ＲＦエネルギーの低動作温度は、軟組織を除去、収縮、又は成形し、同時に血管を封止するのに有用である。ＲＦエネルギーは、主にコラーゲンから成り、熱による接触の際に収縮する結合組織に特に良好に作用し得る。
ＲＦエネルギーは、ＥＮ６０６０１−２−２：２００９＋Ａ１１：２０１１，Ｄｅｆｉｎｉｔｉｏｎ ２０１．３．２１８−高周波数に記載される周波数範囲であり得る。例えば、単極ＲＦ用途における周波数は、典型的には、５ＭＨｚ未満に制限され得る。しかしながら、双極ＲＦ用途においては、周波数は、ほぼどのような周波数でもよい。２００ｋＨｚ超の周波数は、典型的には、低周波数の電流の使用から生じる神経及び筋肉の不必要な刺激を避けるために、単極用途に使用され得る。リスク分析が、神経筋刺激の可能性が許容可能なレベルにまで緩和されたと示す場合、より低い周波数が双極用途に使用され得る。通常、５ＭＨｚ超の周波数は、高周波数の漏洩電流に関連する問題を最小限に抑えるために使用されない。しかしながら、より高い周波数は、双極用途の場合には使用され得る。一般に、１０ｍＡが、組織への熱効果のより低い閾値であると認識されている。
これらの医療用装置を利用する課題は、これらの装置によって治療される組織の種類に応じて出力を制御及び個別化ができないことである。現在の器具の欠点のうちのいくつかを克服する外科用器具を提供することが望ましいであろう。本明細書に記載される外科用システムは、これらの欠点を克服する。
一態様では、組織を切開及び凝固するための装置が提供される。この装置は、その遠位端で組織と相互作用するように構成されたエンドエフェクタを有する外科用器具と、外科用器具に電気的に連結し、かつ無線周波数（ＲＦ）エネルギー及び超音波エネルギーをエンドエフェクタに送達して、エンドエフェクタが組織と相互作用することを可能にするように構成された発生器とを含み、エンドエフェクタに送達されるエネルギーが、エンドエフェクタと相互作用している組織の組織インピーダンスの決定に基づいて、ＲＦエネルギーと超音波エネルギーとが切り替わり、これにより、組織インピーダンスが閾値レベルに達するときに、発生器がＲＦエネルギーから超音波エネルギーへ切り替える。
前述のものに加えて、様々な他の方法並びに／又はシステム及び／若しくはプログラム製品の態様が、本開示の本文（例えば、特許請求の範囲及び／若しくは詳細な説明）並びに／又は図面等の教示に記載及び説明される。
前述は、概要であり、このため、詳細の簡略化、一般化、包含、及び／又は省略を含み得、結果として、当業者は、この概要が、例示的であるにすぎず、いかようにも制限は意図されないことを理解するであろう。本明細書に記載される本装置並びに／又はプロセス及び／若しくは他の主題の他の態様、特徴、及び利点は、本明細書に記載される教示において明らかになるであろう。
つ又は２つ以上の様々な態様では、関連するシステムは、本明細書で言及される方法態様を達成するための回路及び／又はプログラミングを含むが、これらに限定されず、回路及び／又はプログラミングは、システム設計者の設計選択に応じて、本明細書で言及される方法態様に影響を及ぼすように構成されている、ハードウェア、ソフトウェア、及び／又はファームウェアの事実上任意の組み合わせとすることができる。前述のものに加えて、様々な他の方法及び／又はシステム態様が、本開示の本文（例えば、特許請求の範囲及び／若しくは詳細な説明）並びに／又は図面等の本教示に記載及び説明される。
更に、以下に記載される形態、形態の表現、実施例のうちのいずれか１つ又は２つ以上が、他の以下に記載される形態、形態の表現、及び実施例のうちのいずれか１つ又は２つ以上と組み合わされ得ることが理解される。
上記の概要はあくまで例示的なものにすぎず、いかなる意味においても限定を目的としたものではない。上記に述べた例示的な態様、実施形態、及び要素以外にも、更なる態様、実施形態、及び要素が、図面及び以下の詳細な説明を参照することで明らかとなろう。
記載される形態の新規の特徴は、添付の特許請求の範囲に詳細に記載される。しかしながら、記載される形態は、編成及び操作方法の両方に関して、以下の説明を、添付の図面と併せて参照することにより最良に理解され得る。
発生器及び発生器と共に使用可能な様々な外科用器具を備える外科用システムの一態様を例示する。 図１６の超音波外科用器具の一態様の図である。 図１６の外科用システムの一態様の図である。 動作分岐電流の一態様を例示するモデルである。 発生器構成の一態様の構造図である。 超音波トランスデューサを駆動するための超音波電気信号を発生させる発生器の駆動システムの一態様を例示する。 組織インピーダンスモジュールを含む発生器の駆動システムの一態様を例示する。 複数のエネルギーモダリティを外科用器具に送達するための発生器の一態様を例示する。 発生器の一態様からのエネルギーの２つの波形の例示的なグラフである。 図９の波形の和の例示的なグラフである。 ＲＦ波形が超音波波形に依存する、図９の波形の和の例示的なグラフである。 ＲＦ波形が超音波波形の関数である図９の波形の和の例示的なグラフである。 複合ＲＦ波形の例示的なグラフである。 クランプアーム上に位置するＲＦデータセンサを含むエンドエフェクタの一態様を例示する。 センサがフレキシブル回路に取り付けられ得るか、又はフレキシブル回路と一体に形成され得る、図１４に示されるフレキシブル回路の一態様を例示する。 図１５に示されるフレキシブル回路の断面図である。 エンドエフェクタのクランプアームに固定的に取設されるように構成された分割されたフレキシブル回路の一態様を例示する。 エンドエフェクタのクランプアームに取り付けられるように構成された分割されたフレキシブル回路の一態様を例示する。 組織間隙ＧＴを測定するように構成されたエンドエフェクタの一態様を例示する。 左から右に分割されたフレキシブル回路の一態様を例示する。 図２０に示される分割されたフレキシブル回路を含むエンドエフェクタの一態様を例示する。 クランプアームがクランプアームと超音波ブレードとの間に組織を固定している、図２１に示すエンドエフェクタを例示する。 局所的に感知された組織のパラメータに基づいてエンドエフェクタの右側及び左側によって印加されたエネルギーのグラフを例示する。 連続性、温度、圧力などの二次組織パラメータの測定に起因する閾値の調整の一態様を描写するグラフを例示する。 フレキシブル回路内に埋め込まれたＲＦ電極及びデータセンサを含むフレキシブル回路の一態様の断面図である。 クランプアームと超音波ブレードとの間に位置する組織に加えられた力又は圧力を感知するように構成されたエンドエフェクタの一態様の断面図である。 フレキシブル回路の信号層の一態様の概略図である。 図２７に示すフレキシブル回路のセンサ配線の概略図である。 ＲＦエネルギー駆動回路の一態様の概略図である。 事前設定された時間における組織間隙の測定のグラフ表示である。 薄い、中程度、及び厚い組織の種類に関する、事前設定された力までの時間に対する時間のグラフである。 ３つの曲線のグラフのグラフ描写であり、第１の曲線は、電力（Ｐ）、電圧（ＶＲＦ）、及び電流（ＩＲＦ）に対する組織インピーダンス（Ｚ）を表し、第２の曲線及び第３の曲線は、組織インピーダンス（Ｚ）に対する時間（ｔ）を表す。 エンドエフェクタの一態様の平面図である。 クランプアーム及び超音波ブレードの下層構造を露呈するための部分的切り欠き図を有する、図３３に示すエンドエフェクタの側面図である。 超音波ブレード並びに右及び左の電極をそれぞれ露呈するための、図３３、３４に示すエンドエフェクタの部分的断面図である。 図３３に示すエンドエフェクタの断面３６−−３６で切り取られた断面図である。 図３３に示すエンドエフェクタの断面３７−−３７で切り取られた断面図である。 超音波ブレードが異なる幾何学的形状を有することを除いて、図３３に示すエンドエフェクタの断面３６−−３６で切り取られた断面図である。 超音波ブレードが異なる幾何学的形状を有することを除いて、図３３に示すエンドエフェクタの断面３７−−３７で切り取られた断面図である。 超音波ブレードが異なる幾何学的形状を有することを除いて、図３３に示すエンドエフェクタの断面３６−−３６で切り取られた断面図である。 超音波ブレードが異なる幾何学的形状を有することを除いて、図３３に示すエンドエフェクタの断面３７−−３７で切り取られた断面図である。 組織を囲む医療用装置の一態様のグラフ表示である。 組織を圧縮する医療用装置の一態様のグラフ表示である。 組織を圧縮する医療用装置の一態様のグラフ表示である。 組織を圧縮する医療用装置のエンドエフェクタの一態様によって及ぼされた力の例も描写する。 フィードバックシステムの一態様の論理フロー図を例示する。 ＲＦエネルギーを利用して、適切な組織封止が達成される終端インピーダンスの一態様を示している、時間（秒）の関数としての組織インピーダンス｜Ｚ｜（オーム）として表された組織インピーダンス機能のグラフ表示である。 外科用器具によって治療される組織の組織インピーダンスの決定に基づいて、外科用器具に送達されるエネルギーを動的に変化させる方法の一態様の論理フロー図である。 発生器から外科用器具のエンドエフェクタに送達される電力及びインピーダンスの時間の関数としてのグラフ表示である。 発生器から外科用器具のエンドエフェクタに送達される電力及び電流の時間の関数としてのグラフ表示である。 図４７Ａ及び４７Ｂに示した、発生器から外科用器具のエンドエフェクタに送達される電力、インピーダンス、電圧、及び電流の時間の関数としてのグラフ表示である。 異なるエネルギーモダリティの同時起動を組織に適用するプロセスの一態様の論理フロー図である。 超音波及びＲＦ終端インピーダンスを例示するために、図４８の論理フロー図に関連して、時間（秒）の関数としてのＲＦ組織インピーダンス（オーム）として表されたＲＦ組織インピーダンス機能のグラフ表示である。 図４８及び４９に関連して記載されたＲＦエネルギー及び超音波エネルギーモダリティの同時起動を利用して血管内に作製された封止の質の例を示す。 （１）ＲＦエネルギー及び超音波エネルギーの同時印加と、（２）図４８〜５０に関連して記載されたＲＦエネルギーのみの印加とを利用して作製された頚動脈封止の破裂圧力の箱ひげ図の図形比較である。 （１）ＲＦエネルギー及び超音波エネルギーの同時印加と、（２）図４８〜５０に関連して記載されたＲＦエネルギーのみの印加とを利用して作製された頚動脈束封止の破裂圧力の箱ひげ図の図形比較である。 （１）ＲＦエネルギー及び超音波エネルギーの同時印加と、（２）図４８〜５０に関連して記載されたＲＦエネルギーのみの印加とを利用して作製された甲状頚動脈封止の破裂圧力の箱ひげ図の図形比較である。 （１）ＲＦエネルギー及び超音波エネルギーの同時印加と、（２）図４８〜５０に関連して記載されたＲＦエネルギー及びより高い超音波エネルギーの同時印加とを利用して作製された頚動脈束封止の破裂圧力の箱ひげ図の図形比較である。 図４８〜５０に関連して記載された、異なる終端インピーダンスにおけるＲＦエネルギー及び超音波エネルギーの同時印加を利用して作製された頚動脈束封止の破裂圧力の箱ひげ図の図形比較である。 ＲＦエネルギー及び超音波エネルギーの同時印加を利用して作製された部分的封止と、超音波エネルギーを利用して作製された部分的離断とを有する血管の例である。 「封止のみ」モダリティ中の、時間（秒）の関数としてのＲＦ組織インピーダンス（オーム）として表されたＲＦ組織インピーダンス機能及び時間（秒）の関数としての超音波電流（ｍＡ）として表された超音波電流機能のグラフ表示である。 封止のみプロセスを達成するために、ＲＦエネルギー及び超音波エネルギーの同時起動並びに超音波エネルギーの調節のための技法の一態様の論理フロー図である。 「封止及び切断」モダリティ中の、時間（秒）の関数としてのＲＦ組織インピーダンス（オーム）として表されたＲＦ組織インピーダンス機能及び時間（秒）の関数としての超音波電流（ｍＡ）として表された超音波電流機能のグラフ表示である。 封止及び切断プロセスを達成するために、ＲＦエネルギー及び超音波エネルギーの同時起動並びに超音波エネルギーの調節のための技法の一態様の論理フロー図である。 様々なｎ値についてのＲＦ組織インピーダンスＺ（オーム）の関数として、超音波トランスデューサに送達された超音波電流Ｉｈ（アンペア）として表された超音波電流機能のグラフ表示である。 様々なｎ値についてＲＦ組織インピーダンスＺ（オーム）の関数としての超音波トランスデューサに送達された超音波電流Ｉｈ（アンペア）として表された超音波電流機能のグラフ表示である。 時間の関数として表された複数の超音波機能のグラフ表示である。 ＲＦエネルギーが５００オームの終端インピーダンスで停止する状態で、等式１に入力されたＲＦ定電力のグラフ表示である。 複合負荷曲線の選択及び適用を説明する一態様のブロック図である。 発生器を制御するための神経回路網の一態様を例示する。
外科用器具の様々な形態を詳細に説明する前に、例示的形態が、適用又は使用において、添付の図面及び説明で例示される部品の構造及び配置の詳細に限定されないことに留意されたい。例示的な形態は、他の形態、変形、及び修正で実行されるか、又はそれらに組み込まれてもよく、様々な手段で実施又は行われてもよい。更に、特に明記しない限り、本明細書で用いる用語及び表現は、読者の便宜のために例示的な形態を説明する目的で選ばれており、それらを限定するためのものではない。
更に、以下に記載される形態、形態の表現、実施例のうちのいずれか１つ又は２つ以上が、他の以下に記載される形態、形態の表現、及び実施例のうちのいずれか１つ又は２つ以上と組み合わされ得ることが理解される。
様々な形態は、外科的処置中の組織の切開、切断、及び／又は凝固をもたらすように構成された改善された超音波及び／又は電気外科用（ＲＦ）器具を対象とする。一形態では、超音波と電気外科用器具とを組み合わせたものが切開外科的処置における使用のために構成され得るが、腹腔鏡、内視鏡、及びロボット支援処置等の他の種類の手術における用途も有する。超音波及びＲＦエネルギーの選択的な使用によって、多方面の使用が容易になる。
様々な形態が本明細書に記載される超音波器具と組み合わせて記載される。そのような記載は限定するものではなく例として提供されており、その範囲及び適用を限定することを意図しない。例えば、記載される形態のうちのいずれか１つは、例えば、米国特許第５，９３８，６３３号、同第５，９３５，１４４号、同第５，９４４，７３７号、同第５，３２２，０５５号、同第５，６３０，４２０号、及び同第５，４４９，３７０号に記載されるものを含む多様な超音波器具と組み合わせて有用である。
以下の説明から明らかになるように、本明細書に記載される外科用器具の形態は、外科用システムの発振器ユニットと関連付けて使用され得、それにより発振器ユニットからの超音波エネルギーが本外科用器具に所望の超音波作動をもたらすことが企図される。本明細書に記載される外科用器具の形態は、外科用システムの信号発生器ユニットと関連付けて使用され得、それにより無線周波（ＲＦ）の形態の電気エネルギーが、例えば、外科用器具に関してユーザーにフィードバックを提供するために使用されることも企図される。超音波発振器及び／若しくは信号発生器は、取り外し不能に外科用器具と一体化されてもよく、又は外科用器具に電気的に取り付け可能であり得る分離した構成要素として提供されてもよい。
本外科用装置の一形態は、その単純な構造により使い捨て使用のために特に構成されている。しかしながら、本外科用器具の他の形態は、使い捨てではないか又は複数回使用されるように構成され得ることも企図される。関連付けられる発振器及び信号発生器ユニットとの、本発明の外科用器具の取り外し可能な接続について、ここでは１人の患者用として、あくまで例示を目的として開示する。しかし、本外科用器具を、関連付けられる発振器及び／又は信号発生器ユニットと取り外し可能にせずに、一体化接続することも企図される。したがって、本明細書に記載される外科用器具の様々な形態は、限定されないが、取り外し可能及び／又は取り外し不能のいずれかの一体型発振器及び／又は信号発生器ユニットと共に、単回使用及び／又は複数回使用するように構成され得、そのような構成の全ての組み合わせは、本開示の範囲内にあることが企図される。
本明細書に開示される外科用器具は、以下の同一所有者の出願で本明細書と同時に出願されたもの：ＥＮＤ７７４７ＵＳＮＰ（「Ｓｕｒｇｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍ Ｗｉｔｈ Ｕｓｅｒ Ａｄａｐｔａｂｌｅ Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ」と題され、Ｙａｔｅｓらによる）、ＥＮＤ７７４７ＵＳＮＰ１（「Ｓｕｒｇｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍ Ｗｉｔｈ Ｕｓｅｒ Ａｄａｐｔａｂｌｅ Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ」と題され、Ｓｔｕｌｅｎらによる）、ＥＮＤ７７４７ＵＳＮＰ２（「Ｓｕｒｇｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍ Ｗｉｔｈ Ｕｓｅｒ Ａｄａｐｔａｂｌｅ Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ Ｅｍｐｌｏｙｉｎｇ Ｍｕｌｔｉｐｌｅ Ｅｎｅｒｇｙ Ｍｏｄａｌｉｔｉｅｓ Ｂａｓｅｄ Ｏｎ Ｔｉｓｓｕｅ Ｐａｒａｍｅｔｅｒｓ」と題され、Ｗｉｅｎｅｒ らによる）、及びＥＮＤ７７４７ＵＳＮＰ３（「Ｓｕｒｇｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍ Ｗｉｔｈ Ｕｓｅｒ Ａｄａｐｔａｂｌｅ Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ Ｂａｓｅｄ Ｏｎ Ｔｉｓｓｕｅ Ｉｍｐｅｄａｎｃｅ」と題され、Ｙａｔｅｓらによる）に記載される外科用器具に関するものであり、これらのそれぞれは、その全体が参照により本明細書に組み込まれる。
図１〜５を参照して、超音波外科用器具を含む外科用システム１０の一形態が例示される。図１は、発生器１０２及び発生器と共に使用可能な様々な外科用器具１０４、１０６、１０８を備える外科用システム１００の一形態を例示する。図２は、図１の超音波外科用器具１０４の図である。
図１は、複数の外科用器具１０４、１０６、１０８を駆動するように構成された発生器１０２を例示する。第１の外科用器具１０４は、ハンドピース１０５、超音波トランスデューサ１２０、シャフト１２６、及びエンドエフェクタ１２２を備える。エンドエフェクタ１２２は、トランスデューサ１２０と音響的に連結された超音波ブレード１２８及びクランプアーム１４０を備える。ハンドピース１０５は、クランプアーム１４０を動作させるトリガ１４３と、超音波ブレード１２８又は他の機能にエネルギーを与え、駆動するためのトグルボタン１３４ａ、１３４ｂ、１３４ｃの組み合わせと、を備える。トグルボタン１３４ａ、１３４ｂ、１３４ｃは、発生器１０２で超音波トランスデューサ１２０にエネルギーを与えるように構成され得る。
依然として図１を参照すると、発生器１０２は、第２の外科用器具１０６を駆動するようにも構成されている。第２の外科用器具１０６は、ＲＦ電気外科用器具であり、ハンドピース１０７、シャフト１２７、及びエンドエフェクタ１２４を備える。エンドエフェクタ１２４は、クランプアーム１４３内の、超音波ブレード１４９を通って戻る電極を備える。電極は、発生器１０２内の双極エネルギー源に連結され、双極エネルギー源によってエネルギーを与えられる。ハンドピース１０７は、クランプアーム１４５を動作させるためのトリガ１４７と、エンドエフェクタ１２４内の電極にエネルギーを与えるためのエネルギースイッチを作動するためのエネルギーボタン１３５と、を備える。
依然として図１を参照すると、発生器１０２は、電気外科用と超音波器具１０８との組み合わせを駆動するようにも構成されている。電気外科用と超音波多機能外科用器具１０８との組み合わせは、ハンドピース１０９、シャフト１２９、及びエンドエフェクタ１２５を備える。エンドエフェクタは、超音波ブレード１４９及びクランプアーム１４５を備える。超音波ブレード１４９は、超音波トランスデューサ１２０と音響的に連結される。ハンドピース１０９は、クランプアーム１４５を動作させるためのトリガ１４７と、超音波ブレード１４９又は他の機能にエネルギーを与え、駆動するためのトグルボタン１３７ａ、１３７ｂ、１３７ｃの組み合わせと、を備える。トグルボタン１３７ａ、１３７ｂ、１３７ｃは、発生器１０２で超音波トランスデューサ１２０にエネルギーを与え、かつ発生器１０２内に同様に収容された双極エネルギー源で超音波ブレード１４９にエネルギーを与えるように構成され得る。
図１及び２の両方を参照すると、発生器１０２は、様々な外科用装置との使用のために構成可能である。様々な形態に従って、発生器１０２は、例えば、超音波外科用器具１０４、ＲＦ電気外科用器具１０６等の電気外科用又はＲＦ外科用装置、並びに発生器１０２から同時に送達される電気外科用ＲＦ及び超音波エネルギーを統合する多機能外科用器具１０８を含む異なる種類の異なる外科用装置との使用のために構成可能であり得る。図１の形態では、発生器１０２は、外科用器具１０４、１０６、１０８とは別個に示されているが、一形態では、発生器１０２は外科用器具１０４、１０６、１０８のうちのいずれかと一体的に形成されて、一体型外科用システムを形成してもよい。発生器１０２は、発生器１０２のコンソールの前側パネル上に位置する入力装置１１０を備える。入力装置１１０は、発生器１０２の動作をプログラミングするのに好適な信号を生成する、任意の好適な装置を備え得る。発生器１０２は、１つ又は２つ以上の出力装置１１２も備えてもよい。
発生器１０２は、ケーブル１４４を介して超音波トランスデューサ１２０に連結される。超音波トランスデューサ１２０及びシャフト１２６（導波管は図２に示さず）を通って延在する導波管は、エンドエフェクタ１２２の超音波ブレード１２８を駆動する超音波駆動システムを集合的に形成してもよい。エンドエフェクタ１２２は、クランプアーム１４０と超音波ブレード１２８との間に組織を固定するためのクランプアーム１４０を更に備えてもよい。一形態では、発生器１０２は、段階式であり得るか、又はさもなければ高分解能、精度、及び繰り返し性で修正することができる特定の電圧、電流、及び／又は周波数出力信号の駆動信号を発生させるように構成されてもよい。
依然として図２を参照すると、外科用器具１０４は、トグルボタン１３４ａ、１３４ｂ、１３４ｃの任意の組み合わせを備え得ることが理解されよう。例えば、外科用器具１０４は、最大超音波エネルギー出力を発生させるためのトグルボタン１３４ａと、最大又は最大電力レベル未満のいずれかでパルス出力を発生させるためのトグルボタン１３４ｃと、の２つのトグルボタンのみを有するように構成され得る。このようにして、発生器１０２の駆動信号出力構成は、５個の連続信号及び、５又は４又は３又は２又は１個のパルス信号であり得る。ある特定の形態では、特定の駆動信号構成は、例えば、発生器１０２におけるＥＥＰＲＯＭ設定及び／又はユーザー電力レベル選択（複数可）に基づいて制御されてもよい。
ある特定の形態では、２位置スイッチがトグルボタン１３４ｃの代替として設けられてもよい。例えば、外科用器具１０４は、最大電力レベルで連続出力を発生させるためのトグルボタン１３４ａと、２位置トグルボタン１３４ｂと、を含んでもよい。第１の戻り止め位置において、トグルボタン１３４ｂは最大電力レベル未満で連続出力を発生させてもよく、第２の戻り止め位置において、トグルボタン１３４ｂは（例えば、ＥＥＰＲＯＭ設定に応じて、最大又は最大出力レベル未満で）パルス出力を発生させてもよい。
依然として図２を参照すると、発生器１０２の形態は、器具ベースのデータ回路との通信を可能にし得る。例えば、発生器１０２は、第１のデータ回路１３６及び／又は第２のデータ回路１３８と通信するように構成されてもよい。例えば、第１のデータ回路１３６は、本明細書に記載されるバーンイン周波数スロープを示してもよい。加えて、又はあるいは、任意の種類の情報は、データ回路インターフェースを介して（例えば、論理デバイスを使用して）第２のデータ回路に格納するために第２のデータ回路に通信されてもよい。このような情報は、例えば、器具が使用された最新の動作数、並びに／又はその使用の日付及び／若しくは時間を含み得る。ある特定の形態では、第２のデータ回路は、１つ又は２つ以上のセンサ（例えば、器具ベースの温度センサ）によって取得されたデータを送信してもよい。ある特定の形態では、第２のデータ回路は、発生器１０２からデータを受信し、受信したデータに基づきユーザーに表示を提供してもよい（例えば、ＬＥＤ表示又は他の可視表示）。外科用装置の多機能外科用器具１０８に収容された第２のデータ回路１３８。いくつかの形態では、第２のデータ回路１３８は、本明細書に記載される第１のデータ回路１３６のものと類似した多くのものに実装される。器具インターフェース回路は、この通信を可能にするための第２のデータ回路インターフェースを備えてもよい。一形態では、第２のデータ回路インターフェースは、トライステートデジタルインターフェースを備え得るが、他のインターフェースも使用され得る。ある特定の形態では、第２のデータ回路は、一般にデータを送信及び／又は受信するための任意の回路であり得る。一形態では、例えば、第２のデータ回路は、第２のデータ回路が関連付けられた特定の外科用器具に関する情報を格納してもよい。このような情報は、例えば、モデル番号、シリアル番号、外科用器具が使用された動作数、及び／又は任意の他の種類の情報を含み得る。いくつかの形態では、第２のデータ回路１３８は、関連トランスデューサ１２０、エンドエフェクタ１２２、又は超音波駆動システムの電気的及び／又は超音波的特性に関する情報を格納してもよい。本明細書に記載される様々なプロセス及び技法は、発生器によって実行され得る。しかしながら、ある特定の実施例の形態では、これらのプロセス及び技法の全て又は一部は多機能外科用器具１０８の内部論理１３９によって行われ得ることが理解されよう。
図３は、図１の外科用システム１００の図である。様々な形態では、発生器１０２は、モジュール及び／又はブロック等の複数の別個の機能的要素を備え得る。異なる機能的要素又はモジュールは、異なる種類の外科用器具１０４、１０６、１０８を駆動するように構成されてもよい。例えば、超音波発生器駆動回路１１４は、ケーブル１４２を介して超音波外科用器具１０４等の超音波装置を駆動してもよい。電気外科／ＲＦ発生器駆動回路１１６は、ケーブル１４４を介して電気外科用器具１０６を駆動してもよい。例えば、それぞれの駆動回路１１４、１１６は、外科用器具１０４、１０６、１０８を駆動するためのそれぞれの駆動信号を生成してもよい。様々な形態では、超音波発生器駆動回路１１４（例えば、超音波駆動回路）及び／又は電気外科／ＲＦ発生器駆動回路１１６（例えば、ＲＦ駆動回路）は各々、発生器１０２と一体的に形成されてもよい。あるいは、駆動回路１１４、１１６のうちの１つ又は２つ以上が、発生器１０２に電気的に連結された別個の回路モジュールとして設けられてもよい。（駆動回路１１４及び１１６は、この選択肢を例示するために幻影で示される。）また、いくつかの形態では、電気外科／ＲＦ発生器駆動回路１１６は、超音波発生器駆動回路１１４と一体的に形成されてもよいか、又は逆もまた同様である。また、いくつかの形態では、発生器１０２は、完全に省かれてもよく、駆動回路１１４、１１６は、それぞれの外科用器具１０４、１０６、１０８内のプロセッサ又は他のハードウェアによって実行されてもよい。
他の形態では、超音波発生器駆動回路１１４及び電気外科／ＲＦ発生器駆動回路１１６の電気出力部は、単一の駆動回路に組み合わされ、ケーブル１４６を介して電気外科用ＲＦエネルギー及び超音波エネルギーと同時に多機能外科用器具１０８を駆動することができる単一の電気信号を提供してもよい。多機能外科用器具１０８は、電気外科用ＲＦエネルギーを受け取るために、超音波ブレード１４９及びエンドエフェクタ１２４内の１つ又は２つ以上の電極に連結された超音波トランスデューサ１２０を備える。このような実装においては、組み合わせＲＦ／超音波信号は、多機能外科用器具１０８に連結される。多機能外科用器具１０８は、ＲＦ信号がエンドエフェクタ１２４内の電極に送達され得、かつ超音波信号が超音波トランスデューサ１２０に送達され得るように、組み合わせＲＦ／超音波信号を分割する信号処理構成要素を備える。
記載された形態によれば、超音波発生器駆動回路１１４は、特定の電圧、電流、及び周波数、例えば５５，５００サイクル毎秒（Ｈｚ）の駆動信号（複数可）を発生させてもよい。駆動信号（複数可）は、超音波外科用器具１０４に、具体的にはトランスデューサ１２０に提供され得、トランスデューサは、例えば本明細書に記載されるように動作することができる。トランスデューサ１２０及びシャフト１２６を通って延在する導波管（導波管は図２には示さず）は、エンドエフェクタ１２２の超音波ブレード１２８を駆動する超音波駆動システムを集合的に形成してもよい。一形態では、発生器１０２は、段階式であり得るか、又はさもなければ高分解能、精度、及び繰り返し性で修正することができる特定の電圧、電流、及び／又は周波数出力信号の駆動信号を発生させるように構成されてもよい。
発生器１０２は、任意の好適な方法で駆動信号をトランスデューサ１２０に提供するように起動され得る。例えば、発生器１０２は、フットスイッチケーブル１３２を介して発生器１０２に連結されたフットスイッチ１３０を備えてもよい。臨床医は、フットスイッチ１３０を押圧することによって、トランスデューサ１２０を起動し得る。フットスイッチ１３０に加えて、又はその代わりに、超音波外科用器具１０４のいくつかの形態は、起動されると、発生器１０２にトランスデューサ１２０を起動し得る、ハンドピース上に位置付けられた１つ又は２つ以上のスイッチを利用してもよい。一形態では、例えば１つ又は２つ以上のスイッチは、例えば、外科用器具１０４の動作モードを決定するために、一対のトグルボタン１３４ａ、１３４ｂ（図２）を備えてもよい。トグルボタン１３４ａが押圧されると、例えば超音波発生器１０２は、最大駆動信号をトランスデューサ１２０に提供し、これに最大超音波エネルギー出力を生成させてもよい。トグルボタン１３４ｂを押圧することにより、超音波発生器１０２がトランスデューサ１２０にユーザー選択可能な駆動信号を提供し、よってこれがより小さい最大超音波エネルギー出力を生成してもよい。外科用器具１０４は、加えて、又はあるいは、例えば、エンドエフェクタ１２２のジョーを動作させるためのジョークロージャトリガの位置を示すために、第２のスイッチ（図示せず）を備えてもよい。また、いくつかの形態では、超音波発生器１０２は、ジョークロージャトリガの位置に基づいて起動されてもよい（例えば、臨床医がジョークロージャトリガを押圧して、ジョーを閉じると、超音波エネルギーが印加され得る）。
加えて、又はあるいは、１つ又は２つ以上のスイッチは、押圧されると、発生器１０２にパルス出力を提供させる、トグルボタン１３４ｃを備えてもよい。パルスは、例えば、任意の好適な周波数及び分類で提供され得る。ある特定の形態では、パルスの電力レベルは、例えば、トグルボタン１３４ａ、１３４ｂに関連する電力レベル（最大、最大未満）であってもよい。
記載される形態によれば、電気外科／ＲＦ発生器駆動回路１１６は、無線周波数（ＲＦ）エネルギーを用いて双極電気外科を実行するのに十分な出力電力を有する駆動信号（複数可）を発生させ得る。双極電気外科用途において、例えば、駆動信号は、例えば、電気外科用器具１０６の電極に提供され得る。したがって、発生器１０２は、組織を治療するために十分な電気エネルギーを組織に印加することによって、治療目的のために構成されてもよい（例えば、凝固、焼灼、組織溶接）。
発生器１０２は、例えば、発生器１０２コンソールの前側パネル上に位置する入力デバイス１１０（図１）を備え得る。入力装置１１０は、発生器１０２の動作をプログラミングするのに好適な信号を生成する、任意の好適な装置を備え得る。動作中、ユーザーは、入力装置１１０を使用して発生器１０２の動作をプログラミングないしは別の方法で制御し得る。入力装置１１０は、発生器によって（例えば、発生器内に収容された１つ又は２つ以上のプロセッサによって）、発生器１０２の動作（例えば、超音波発生器駆動回路１１４及び／又は電気外科／ＲＦ発生器駆動回路１１６の動作）を制御するために使用され得る信号を生成する任意の好適な装置を備えてもよい。様々な形態では、入力装置１１０は、汎用又は専用のコンピュータへのボタン、スイッチ、サムホイール、キーボード、キーパッド、タッチスクリーンモニタ、ポインティングデバイス、リモート接続のうちの１つ又は２つ以上を含む。他の形態では、入力装置１１０は、例えば、タッチスクリーンモニタ上に表示される１つ又は２つ以上ユーザーインターフェーススクリーンなどの好適なユーザーインターフェースを備えてもよい。したがって、入力装置１１０を通して、ユーザーは、例えば、超音波発生器駆動回路１１４及び／又は電気外科／ＲＦ発生器駆動回路１１６により生成された駆動信号（複数可）の電流（Ｉ）、電圧（Ｖ）、周波数（ｆ）、及び／又は期間（Ｔ）などの、発生器の種々の動作パラメータを設定又はプログラムすることができる。
発生器１０２はまた、例えば、発生器１０２のコンソールの前側パネル上に位置する出力インジケータなどの、出力装置１１２（図１、３）を備えてもよい。出力装置１１２は、ユーザーに感覚的フィードバックを提供するための１つ又は２つ以上の装置を含む。かかる装置は、例えば、視覚的フィードバック装置（例えば、視覚的フィードバック装置は、白熱ランプ、発光ダイオード（ＬＥＤ）、グラフィカル・ユーザー・インターフェース、ディスプレイ、アナログインジケータ、デジタルインジケータ、棒グラフ表示、デジタル文字数字表示、液晶ディスプレイ表示スクリーン、ＬＥＤインジケータを含み得る）、可聴フィードバック装置（例えば、可聴フィードバック装置は、スピーカ、ブザー、可聴式のコンピュータで生成されたトーン、コンピュータ化されたスピーチ、音声／スピーチプラットフォームを介してコンピュータと相互作用するためのボイスユーザーインターフェース（ＶＵＩ）を含み得る）、又は触覚的フィードバック装置（例えば、触覚的フィードバック装置は、任意の種類の振動フィードバック、触覚アクチュエータを含む）を含み得る。
発生器１０２のある特定のモジュール、回路、及び／又はブロックが例として記載され得るが、より多くの又はより少ないモジュール、回路、及び／又はブロックが使用されてもよく、依然として本形態の範囲内に入ることが理解され得る。更に、説明を容易にするために、様々な形態がモジュール、回路、及び／又はブロックに関して記載され得るが、このようなモジュール、回路、及び／又はブロックは、１つ又は２つ以上のハードウェア構成要素、例えば、プロセッサ、デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）、プログラマブル論理デバイス（ＰＬＤ）、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、回路、レジスタ、及び／又はソフトウェア構成要素、例えば、プログラム、サブルーチン、論理、並びに／若しくはハードウェア及びソフトウェア構成要素の組み合わせにより実現され得る。また、いくつかの形態では、本明細書に記載される様々なモジュールは、外科用器具１０４、１０６、１０８内に位置付けられた同様のハードウェアを利用して実現されてもよい（すなわち、発生器１０２は省かれてもよい）。
一形態では、超音波発生器駆動回路１１４及び電気外科／ＲＦ駆動回路１１６は、ファームウェア、ソフトウェア、ハードウェア、又はこれらの任意の組み合わせとして実装される１つ又は２つ以上の埋め込みアプリケーションを含んでもよい。駆動回路１１４、１１６は、例えば、ソフトウェア、プログラム、データ、ドライバ、アプリケーションプログラムインターフェース（ＡＰＩ）などの様々な実行可能なモジュールを備えてもよい。ファームウェアは、ビットマスクされた読み出し専用メモリ（ＲＯＭ）又はフラッシュメモリのような不揮発性メモリ（ＮＶＭ）に格納され得る。様々な実現形態では、ファームウェアをＲＯＭに格納することにより、フラッシュメモリが保存され得る。ＮＶＭは、例えば、プログラミング可能ＲＯＭ（ＰＲＯＭ）、消去可能なプログラミング可能ＲＯＭ（ＥＰＲＯＭ）、電気的消去可能なプログラミング可能ＲＯＭ（ＥＥＰＲＯＭ）、又はダイナミックＲＡＭ（ＤＲＡＭ）、ダブルデータレートＤＲＡＭ（ＤＤＲＡＭ）、及び／若しくは同期ＤＲＡＭ（ＳＤＲＡＭ）のような電池バックアップ式ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）を含む他のタイプのメモリを含み得る。
一形態では、駆動回路１１４、１１６は、外科用器具１０４、１０６、１０８の様々な測定可能な特性をモニタリングし、かつ外科用器具１０４、１０６、１０８を動作させるための対応する出力制御信号を発生させるためのプログラム命令を実行するために、プロセッサとして実装されるハードウェア構成要素を備える。発生器１０２が外科用器具１０４と共に使用される形態では、出力制御信号は、超音波トランスデューサ１２０を切断及び／又は凝固動作モードで駆動させてもよい。外科用器具１０４及び／又は組織の電気特性は、発生器１０２の動作態様を制御するために測定及び使用されてもよく、かつ／又はユーザーへのフィードバックとして提供されてもよい。発生器１０２が電気外科用器具１０６と共に使用される形態では、出力制御信号は、電気エネルギー（例えば、ＲＦエネルギー）をエンドエフェクタ１２４に切断、凝固、及び／又は乾燥モードで供給してもよい。電気外科用器具１０６及び／又は組織の電気特性は、発生器１０２の動作態様を制御するために測定及び使用されてもよく、かつ／又はユーザーへのフィードバックとして提供されてもよい。様々な形態では、前述のように、ハードウェア構成要素は、ＤＳＰ、ＰＬＤ、ＡＳＩＣ、回路、及び／又はレジスタとして実装されてもよい。一形態では、プロセッサは、コンピュータソフトウェアプログラム命令を記憶及び実行して、超音波トランスデューサ１２０及びエンドエフェクタ１２２、１２４などの外科用器具１０４、１０６、１０８の様々な構成要素を駆動するための出力信号関数を生成するように構成されてもよい。
図４は、一形態による図１〜３に示した超音波トランスデューサ１２０などの超音波トランスデューサの等価回路１５０を例示する。回路１５０は、共振器の電気外科特性を規定する、連続的に接続されたインダクタンスＬｓ、抵抗Ｒｓ、静電容量Ｃｓを有する第１「動作」分岐と、静電容量Ｃｏを有する第２容量性分岐とを含む。駆動電流Ｉｇは、発生器から駆動電圧Ｖｇで受け取られ、動作電流Ｉｍは、第１の分岐を通じて流れ、電流Ｉｇ−Ｉｍは、容量性分岐を通じて流れる。超音波トランスデューサの電気機械特性の制御は、Ｉｇ及びＶｇを好適に制御することによって達成され得る。上述のように、従来の発生器構造は、並列共振回路内において静電容量Ｃｏを共振周波数で調整するための調整インダクタＬｔ（図４に仮想線で示される）を含んでもよく、それによって発生器の電流出力Ｉｇの実質的に全てが動作分岐を流れる。このようにして、動作分岐電流Ｉｍの制御は、発生器電流出力Ｉｇを制御することによって達成される。調整インダクタＬｔは、超音波トランスデューサの静電容量Ｃｏに特有であるが、異なる静電容量を有する異なる超音波トランスデューサは、異なる調整インダクタＬｔを必要とする。更に、調整インダクタＬｔは、共振周波数での静電容量Ｃｏの公称値と一致するため、動作分岐電流Ｉｍの正確な制御は、この周波数でのみ確保され、トランスデューサの温度と共に周波数が下がると、動作分岐電流の正確な制御は悪化する。
図１〜３に示した発生器１０２の形態は、動作分岐電流Ｉｍをモニタリングするために調整インダクタＬｔに依存しない。その代わりに、発生器１０２は、特定の超音波外科用器具１０４への電力の印加間の静電容量Ｃｏの測定値（それと共に、駆動信号電圧及び電流フィードバックデータ）を使用して、動的かつ継続的に（例えば、リアルタイムで）動作分岐電流Ｉｍの値を決定し得る。したがって、発生器１０２のこのような形態は、任意の周波数で、また静電容量Ｃｏの公称値によって決定された共振周波数でなくとも、共振周波数静電容量Ｃｏのいかなる値とも同調又は共振するシステムをシミュレートするために仮想同調を提供することができる。
図５は、数ある利点の中でも、本明細書に記載されるインダクタなし同調を提供するための、図１〜３に示した発生器１０２の一形態である発生器２００の簡略ブロック図である。発生器１０２の追加の詳細は、本願と同一譲受人に譲渡され、同時出願された「Ｓｕｒｇｉｃａｌ Ｇｅｎｅｒａｔｏｒ Ｆｏｒ Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ Ａｎｄ Ｅｌｅｃｔｒｏｓｕｒｇｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅｓ」という表題の米国特許出願第１２／８９６，３６０号、代理人整理番号ＥＮＤ６６７３ＵＳＮＰ／１００５５８に記載されており、この開示は、その全体が参照により本明細書に組み込まれる。図５を参照すると、発生器２００は、電力変圧器２０６を介して非絶縁段階２０４と通信する患者絶縁段階２０２を備えてもよい。電力変圧器２０６の二次巻線２０８は、絶縁段階２０２で封じ込められ、例えば、超音波外科用器具１０４及び電気外科用器具１０６（図１〜３に図示）などの異なる外科用装置に駆動信号を出力するための駆動信号出力部２１０ａ、２１０ｂ、２１０ｃを画定するタップ構成（例えば、センタータップ又は非センタータップ構成）を備えてもよい。具体的には、駆動信号出力部２１０ａ、２１０ｃは、超音波駆動信号（例えば、４２０ＶのＲＭＳ駆動信号）を超音波外科用器具１０４に出力することができ、駆動信号出力部２１０ｂ、２１０ｃは、出力部２１０ｂが電力変圧器２０６のセンタータップに対応して、電気外科用ＲＦ駆動信号（例えば、１００ＶのＲＭＳ駆動信号）を電気外科用器具１０６に出力することができる。
ある特定の形態では、超音波及び電気外科用駆動信号は、別個の外科用器具に同時に提供されてもよく、かつ／又は多機能外科用器具１０８（図１及び３）などの、超音波エネルギー及び電気外科用エネルギーの両方を組織に送達する能力を有する単一の外科用器具に提供されてもよい。専用の電気外科用器具に、かつ／又は組み合わされた多機能超音波／電気外科用器具のいずれかに提供される電気外科用信号は、治療量のレベルの信号又は治療量以下のレベルの信号のいずれかであってもよいことが理解されよう。例えば、超音波及び無線周波数信号は、以下でより詳細に論じられるように、所望の出力信号を外科用器具に提供するために、単一の出力ポートを有する発生器から別個に又は同時に送達され得る。したがって、発生器は、超音波エネルギー及び電気外科用ＲＦエネルギーを組み合わせて、組み合わせられたエネルギーを多機能超音波／電気外科用器具に送達することができる。双極電極は、エンドエフェクタの一方又は両方のジョーの上に位置し得る。一方のジョーは、同時に働く、電気外科用ＲＦエネルギーに加えて超音波エネルギーによって駆動されてもよい。超音波エネルギーが組織を切開するために用いられてもよい一方で、電気外科用ＲＦエネルギーは、血管封止に用いられてもよい。
非絶縁段階２０４は、電力変圧器２０６の一次巻線２１４と接続された、出力端子を有する電力増幅器２１２を備えてもよい。ある特定の形態では、電力増幅器２１２はプッシュプル増幅器を備えてもよい。例えば、非絶縁段階２０４は、デジタル出力をデジタル−アナログ変換器（ＤＡＣ）２１８に供給するための論理デバイス２１６を更に備えてもよく、デジタル−アナログ変換器（ＤＡＣ）２１８は、次いで、対応するアナログ信号を電力増幅器２１２の入力端子に供給する。ある特定の形態では、論理デバイス２１６は、数ある論理回路の中で、例えば、プログラマブルゲートアレイ（ＰＧＡ）、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）、プログラマブル論理デバイス（ＰＬＤ）を含んでもよい。したがって、論理デバイス２１６は、ＤＡＣ２１８を介して電力増幅器２１２の入力を制御することによって、駆動信号入力部２１０ａ、２１０ｂ、２１０ｃで出現する駆動信号の多くのパラメータ（例えば、周波数、波形、波形振幅）のうちのいずれかを制御することができる。ある特定の形態では、以下で論じられるように、論理デバイス２１６は、プロセッサ（例えば、以下で論じられるデジタル信号プロセッサ）と共に、多数のデジタル信号処理（ＤＳＰ）ベースの及び／又は他の制御技法を実装して、発生器２００によって出力される駆動信号のパラメータを制御し得る。
電力は、スイッチ−モード調節器２２０によって、電力増幅器２１２の電力レールに供給され得る。ある特定の形態では、スイッチ−モード調節器２２０は、例えば、調節可能なバック調節器を含み得る。非絶縁段階２０４は、ＤＳＰプロセッサ２２２などの第１のプロセッサを更に備えることができ、これは、一形態では、例えば、Ｎｏｒｗｏｏｄ，ＭＡのＡｎａｌｏｇ Ｄｅｖｉｃｅｓから入手可能なＡｎａｌｏｇ Ｄｅｖｉｃｅｓ ＡＤＳＰ−２１４６９ ＳＨＡＲＣ ＤＳＰなどの、ＤＳＰプロセッサを含み得るが、様々な形態では任意の好適なプロセッサが用いられ得る。ある特定の形態では、ＤＳＰプロセッサ２２２は、電力増幅器２１２からＤＳＰプロセッサ２２２がアナログ・デジタル変換器（ＡＤＣ）２２４を介して受信する、電圧フィードバックデータに応答するスイッチ−モード電力変圧器２２０の動作を制御し得る。例えば、一形態では、ＤＳＰプロセッサ２２２は、電力増幅器２１２によって増幅される信号（例えば、ＲＦ信号）の波形エンベロープを、ＡＤＣ ２２４を介して入力として受信し得る。次いで、ＤＳＰプロセッサ２２２は、電力増幅器２１２に供給されるレール電圧が、増幅された信号の波形エンベロープを追跡するように、スイッチ−モード調節器２２０（例えば、パルス幅変調（ＰＷＭ）出力）を制御し得る。波形エンベロープに基づいて、電力増幅器２１２のレール電圧を動的に変調することにより、電力増幅器２１２の効率は、固定レール電圧増幅器スキームに対して顕著に改善され得る。
ある特定の形態では、論理デバイス２１６は、ＤＳＰプロセッサ２２２と共に、直接デジタルシンセサイザ（ＤＤＳ）制御スキームを実行して、発生器２００による駆動信号出力の波形、周波数、及び／又は振幅を制御し得る。一形態では、例えば、論理デバイス２１６は、ＦＰＧＡに内蔵され得る、ＲＡＭ ＬＵＴなどの、動的に更新されるルックアップテーブル（ＬＵＴ）に格納された波形サンプルを呼び出すことによって、ＤＤＳ制御技法を実行することができる。この制御技法は、超音波トランスデューサ１２０（図１〜３）などの超音波トランスデューサが、その共振周波数での明瞭な正弦波電流によって駆動され得る、超音波用途において特に有用である。他の周波数が寄生共振を励起し得るため、動作分岐電流の全歪みの最小化又は低減が、これに対応して望ましくない共振効果を最小化又は低減し得る。発生器２００よって出力される駆動信号の波形は、出力駆動回路内に存在する様々な歪み源（例えば、電力変圧器２０６、電力増幅器２１２）によって影響されるため、駆動信号に基づく電圧及び電流フィードバックデータは、ＤＳＰプロセッサ２２２によって実行される誤差制御技法などの技法に入力され得、これは、動的かつ進行に応じたベース継続的に（例えば、リアルタイムで）、ＬＵＴに格納された波形サンプルを好適に事前に歪ませる又は修正することによって、歪みを補償する。一形態では、ＬＵＴサンプルに加えられる事前歪みの量又は程度は、計算された動作分岐電流と所望の電流波形との間の誤差に基づく場合があり、誤差は、サンプルごとに決定される。このようにして、予め歪ませたＬＵＴサンプルは、駆動回路により処理される場合、超音波トランスデューサを最適に駆動するために、所望の波形（例えば、正弦波形状）を有する動作分岐駆動信号を生じ得る。このような形態では、ＬＵＴ波形サンプルはしたがって、駆動信号の所望の波形を表すのではなく、歪み効果を考慮した際の、動作分岐駆動信号の所望の波形を最終的に生成するために必要な波形を表す。
非絶縁段階２０４は、発生器２００によって出力される駆動信号の電圧及び電流をそれぞれサンプリングするために、各絶縁変圧器２３０、２３２を介して電力変圧器２０６の出力端子に連結されたＡＤＣ ２２６及びＡＤＣ ２２８を更に備え得る。ある特定の形態では、ＡＤＣ ２２６、２２８は、駆動信号のオーバーサンプリングを可能にするために、高速（例えば、８０ＭＳＰＳ）でサンプリングするように構成され得る。一形態では、例えば、ＡＤＣ ２２６、２２８のサンプリング速度は、駆動信号のおよそ２００ｘ（周波数による）のオーバーサンプリングを可能にし得る。ある特定の形態では、ＡＤＣ ２２６、２２８のサンプリング動作は、双方向マルチプレクサを介し、入力電圧及び電流信号を受信する単一のＡＤＣによって実施される。発生器２００の形態における高速サンプリングの使用はとりわけ、動作分岐を流れる複素電流の算出（これは、本明細書に記載のＤＤＳベースの波形制御を実施するために、ある特定の形態で使用され得る）、サンプリングされた信号の正確なデジタルフィルタリング、及び高度の正確性を有する実質電力消費の算出を可能にし得る。ＡＤＣ ２２６、２２８によって出力される電圧及び電流フィードバックデータは、論理デバイス２１６によって受信かつ処理され得（例えば、ＦＩＦＯバッファリング、マルチプレクシング）、例えば、ＤＳＰプロセッサ２２２による、以後の読み出しのために、データメモリに格納されてもよい。上記のように、電圧及び電流フィードバックデータは、動的かつ継続的にＬＵＴ波形サンプルを予め歪ませるか又は修正するための技法への入力として使用され得る。ある特定の形態では、これは電圧及び電流フィードバックデータ対が得られる場合に、論理デバイス２１６によって出力された対応するＬＵＴサンプルに基づき、ないしは別の方法でこれに関連して、各格納された電圧及び電流フィードバックデータ対が索引されることを必要とし得る。ＬＵＴサンプルと電圧及び電流フィードバックデータのこの方法による同期は、予歪み技法の正確なタイミング及び安定性に寄与する。
ある特定の形態では、電圧及び電流フィードバックデータは、駆動信号の周波数及び／又は振幅（例えば、電流振幅）を制御するために使用され得る。例えば、一形態では、電圧及び電流フィードバックは、インピーダンス相を決定するために使用され得る。駆動信号の周波数はその後、決定されたインピーダンス相とインピーダンス相設定点（例えば、０°）との間の差を最小化又は低減するように制御されてもよく、したがって超音波歪みの効果を最小化又は低減し、これに対応してインピーダンス相測定正確性を向上させる。相インピーダンス及び周波数制御信号の決定は、ＤＳＰプロセッサ２２２で実行されてもよく、例えば、周波数制御信号は、論理デバイス２１６によって実行されるＤＤＳ制御技法への入力として供給される。
例えば、別の形態では、駆動信号の電流振幅を電流振幅設定点で維持するために、電流フィードバックデータがモニタリングされ得る。電流振幅設定点は、直接指定されてもよく、又は指定された電圧振幅及び電流設定点に基づいて間接的に決定されてもよい。ある特定の形態では、電流振幅の制御は、例えば、ＤＳＰプロセッサ２２２内のＰＩＤ制御技法といった、制御技法によって実行され得る。駆動信号の電流振幅を好適に制御するために、制御技法によって制御される変数には、例えば、論理デバイス２１６に格納されるＬＵＴ波形サンプルのスケーリング、及び／又はＤＡＣ２３４を介したＤＡＣ２１８（これは電力増幅器２１２に入力を供給する）のフルスケール出力電圧が挙げられ得る。
非絶縁段階２０４は、とりわけ、ユーザーインターフェース（ＵＩ）機能性を提供するために、ＵＩプロセッサ２３６などの第２のプロセッサを更に備え得る。一形態では、ＵＩプロセッサ２３６は例えば、Ａｔｍｅｌ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ（Ｓａｎ Ｊｏｓｅ，ＣＡ）から入手可能な、ＡＲＭ ９２６ＥＪ−Ｓコアを有するＡｔｍｅｌ ＡＴ９１ＳＡＭ９２６３プロセッサを含み得る。ＵＩプロセッサ２３６によってサポートされるＵＩ機能性の例としては、例えば、図３に示すように、可聴及び視覚的ユーザーフィードバック、周辺デバイスとの通信（例えば、Ｕｎｉｖｅｒｓａｌ Ｓｅｒｉａｌ Ｂｕｓ（ＵＳＢ）インターフェースによる）、フットスイッチ１３０との通信、入力装置１１８との通信（例えば、タッチスクリーンディスプレイ）、及び出力装置１１２との通信（例えば、スピーカー）が挙げられ得る。ＵＩプロセッサ２３６は、ＤＳＰプロセッサ２２２及び論理デバイス２１６（例えば、シリアル周辺インターフェース（ＳＰＩ）バスを介して）と通信し得る。ＵＩプロセッサ２３６はＵＩ機能性を主にサポートし得るが、これはまた、ある特定の形態では、ＤＳＰプロセッサ２２２と協調して、危険の緩和を実行し得る。例えば、ＵＩプロセッサ２３６は、ユーザー入力及び／又は他の入力（例えば、タッチスクリーン入力、フットスイッチ１３０入力（図３）、温度センサ入力）の様々な態様をモニタリングするようにプログラミングされてもよく、かつ誤った状態が検出される際に、発生器２００の駆動出力を無効化し得る。
ある特定の形態では、ＤＳＰプロセッサ２２２及びＵＩプロセッサ２３６の双方は、例えば、発生器２００の動作状態を決定及びモニタリングし得る。ＤＳＰプロセッサ２２２に関し、発生器２００の動作状態は、例えば、どの制御及び／又は診断プロセスがＤＳＰプロセッサ２２２によって実行されるかを表し得る。ＵＩプロセッサ２３６に関し、発生器２００の動作状態は、例えば、ユーザーインターフェース（例えば、ディスプレイスクリーン、音）のどの要素がユーザーに提示されるかを表し得る。対応するＤＳＰ及びＵＩプロセッサ２２２、２３６は、発生器２００の現在の動作状態を別個に維持し、現在の動作状態からの可能な遷移を、認識及び評価する。ＤＳＰプロセッサ２２２は、この関係におけるマスターとして機能し、動作状態間の遷移が生じるときを決定し得る。ＵＩプロセッサ２３６は、動作状態間の有効な遷移を認識してもよく、また特定の遷移が適切であるかを確認してもよい。例えば、ＤＳＰプロセッサ２２２が、ＵＩプロセッサ２３６に特定の状態へと遷移するように命令すると、ＵＩプロセッサ２３６は、要求される遷移が有効であることを確認し得る。要求される状態間の遷移がＵＩプロセッサ２３６によって無効であると決定される場合、ＵＩプロセッサ２３６は、発生器２００を故障モードにし得る。
非絶縁段階２０４は、入力装置１１０をモニタリングするために、コントローラ２３８を更に含み得る（例えば、発生器２００を入力及び切断するために使用される容量性タッチセンサ、例えば図１及び３に示される容量性タッチスクリーン）。ある特定の形態では、コントローラ２３８は、少なくとも１つのプロセッサ、及び／又はＵＩプロセッサ２３６と通信する他のコントローラデバイスを含み得る。一形態では、例えば、コントローラ２３８は、１つ又は２つ以上の容量性タッチセンサを介して提供されるユーザー入力をモニタリングするように構成されたプロセッサ（例えば、Ａｔｍｅｌから入手可能なＭｅｇａ１６８ ８ビットコントローラ）を含み得る。一形態では、コントローラ２３８は、容量性タッチスクリーンからのタッチデータの獲得を制御及び管理するための、タッチスクリーンコントローラ（例えば、Ａｔｍｅｌから入手可能なＱＴ５４８０タッチスクリーンコントローラ）を含み得る。
ある特定の形態では、発生器２００が「電力オフ」状態にあるとき、コントローラ２３８は、動作電力を受け取り続けてもよい（例えば、発生器２００の電源からのラインを介して）。このようにして、コントローラ２３８は、発生器２００を入力及び切断するために、入力装置１１０（例えば、発生器２００の前側パネル上に位置する容量性タッチセンサ）をモニタリングし続けてもよい。発生器２００が切断状態にあるとき、コントローラ２３８は、ユーザーによる「オン／オフ」入力装置１１０の起動が検出される際に電源を起動し得る（例えば、電源の１つ又は２つ以上のＤＣ／ＤＣ電圧変圧器の動作を可能にする）。コントローラ２３８はしたがって、発生器２００を「入力」状態に遷移させるために、シーケンスを開始することができる。逆に、発生器２００が入力状態にあるとき、コントローラ２３８は、「オン／オフ」入力装置１１０の起動が検出される際に、発生器２００を切断状態に遷移するためのシーケンスを開始することができる。例えば、ある特定の形態では、コントローラ２３８は、「オン／オフ」入力装置１１０の起動をＵＩプロセッサ２３６に報告してもよく、これは、次いで、発生器２００の切断状態への遷移のために必要なプロセスシーケンスを実行する。この形態では、コントローラ２３８は、発生器２００の入力状態が確立された後の、それから電力を排除するための別個の能力を有しないことがある。
ある特定の形態では、コントローラ２３８は、ユーザーに入力又は切断シーケンスが開始されたことを警告するために、発生器２００に可聴又は他の感覚的フィードバックを提供させ得る。このような警告は、入力又は切断シーケンスの開始時、及びシーケンスと関連する他のプロセスの開始前に提供され得る。
ある特定の形態では、絶縁段階２０２は、例えば、外科用装置の制御回路（例えば、ハンドピーススイッチを含む制御回路）と、非絶縁段階２０４の構成要素（例えば、プログラミング可能な論理デバイス２１６、ＤＳＰプロセッサ２２２及び／又はＵＩプロセッサ２３６）との間の通信インターフェースを提供するために、器具インターフェース回路２４０を含んでもよい。器具インターフェース回路２４０は、例えば、赤外線（ＩＲ）ベースの通信リンクなどの、段階２０２と２０４との間の好適な度合いの電気的絶縁を維持する通信リンクを介し、非絶縁段階２０４の構成要素と情報を交換し得る。例えば、非絶縁段階２０４から駆動される絶縁変圧器によって駆動される、低ドロップアウト電圧調節器を使用して、器具インターフェース回路２４０に電力が供給され得る。
一形態では、器具インターフェース回路２４０は、信号調整回路２４２と通信する論理デバイス２４２（例えば、論理回路、プログラミング可能な論理回路、ＰＧＡ、ＦＰＧＡ、ＰＬＤ）を含み得る。信号調整回路２４４は、同一の周波数を有する双極呼びかけ信号を生成するために、論理回路２４２から周期信号（例えば、２ｋＨｚ方形波）を受信するように構成されてもよい。呼びかけ信号は、例えば、差動増幅器により供給される双極電流源を使用して生成され得る。呼びかけ信号は、外科用装置制御回路に伝達され（例えば、発生器２００を外科用装置に接続する、ケーブル内の導電対を使用して）、制御回路の状態又は構成を決定するためにモニタリングされ得る。制御回路は、多数のスイッチ、抵抗器、及び／又はダイオードを含んでもよく、制御回路の状態又は構成が１つ又は２つ以上の特性に基づいて個別に識別可能であるように、呼びかけ信号の１つ又は２つ以上の特性（例えば、振幅、整流）を修正してもよい。例えば、一形態では、信号調整回路２４４は、呼びかけ信号が通過する経路から生じる制御回路の入力にわたって出現する電圧信号のサンプルを生成するため、ＡＤＣを含み得る。論理デバイス２４２（又は、非絶縁段階２０４の構成要素）はその後、ＡＤＣサンプルに基づく制御回路の状態又は構成を決定し得る。
一形態では、器具インターフェース回路２４０は、第１のデータ回路インターフェース２４６を含み、論理回路２４２（又は、器具インターフェース回路２４０の他の要素）と、外科用装置内に配置されるかないしは別の方法で関連する第１のデータ回路との間の情報交換を可能にしてもよい。ある特定の形態では、例えば、第１のデータ回路１３６（図２）は、発生器２００を有する特定の外科用装置タイプ又はモデルとインターフェース接続させるために、外科用装置ハンドピースに一体的に取り付けられたケーブル内、又はアダプタ内に配設されてもよい。第１のデータ回路１３６は、任意の好適な方法で実装されてもよく、例えば、第１の回路１３６に関して本明細書に記載されたものを含む任意の好適なプロトコルに従って発生器と通信してもよい。ある特定の形態では、第１のデータ回路は、電気的に消去可能なプログラミング可能読み取り専用メモリ（ＥＥＰＲＯＭ）デバイスなどの、不揮発性記憶デバイスを含み得る。ある特定の形態では、かつ図５を再び参照すると、第１のデータ回路インターフェース２４６は、論理デバイス２４２とは別個に実施されてもよく、好適な回路（例えば、別個の論理デバイス、プロセッサ）を含み、プログラミング可能な論理デバイス２４２と第１のデータ回路との間の通信を可能にし得る。他の形態では、第１のデータ回路インターフェース２４６は、論理デバイス２４２と一体であり得る。
ある特定の形態では、第１のデータ回路１３６（図２）は、これを伴う特定の外科用装置に関する情報を格納し得る。このような情報は、例えば、モデル番号、シリアル番号、外科用装置が使用された動作数、及び／又は他の種類の情報を含み得る。この情報は、器具インターフェース回路１０９８によって（例えば、論理デバイス２４２によって）読み出され、出力装置１１２（図１及び３）を介したユーザーへの提供のために、かつ／又は発生器２００の機能又は動作の制御のために、非絶縁段階２０４の構成要素（例えば、論理デバイス２１６、ＤＳＰプロセッサ２２２、及び／又はＵＩプロセッサ２３６）に転送され得る。加えて、任意の種類の情報が、第１のデータ回路インターフェース２４６を介して内部に格納するために、（例えば、論理デバイス２４２を使用して）第１のデータ回路１３６に伝達され得る。このような情報は例えば、外科用装置が使用された最新の動作数、並びに／又は、その使用の日付及び／若しくは時間を含み得る。
前述のように、外科用器具は、器具の互換性及び／又は廃棄性を促進するために、ハンドピースから取り外し可能であり得る（例えば、図１及び２に示すように、トランスデューサ１２０及びシャフト１２６は、超音波外科用器具１０４のハンドピース１０５から取り外し可能である）。このような場合、従来の発生器は、使用されている特定の器具構成を認識し、これに対応して制御及び診断プロセスを最適化する能力が制限されている場合がある。しかしながら、この問題に対処するために、外科用装置器具に読み取り可能なデータ回路を追加することは、適合性の観点から問題がある。例えば、必要なデータ読み取り機能性を欠く発生器との後方互換性を保つように外科用装置を設計することは、例えば、異なる信号スキーム、設計複雑性、及び費用のために、実用的でない場合がある。本明細書で論じられる器具の形態は、既存の外科用器具に実装され得るデータ回路を経済的に使用し、外科用装置と最新の発生器プラットフォームとの適合性を維持するための設計変更を最小限にすることによってこれらの懸念に対処する。
加えて、図１〜３及び５を参照すると、発生器２００の形態は、器具ベースのデータ回路との通信を可能にし得る。例えば、発生器２００は、超音波外科用器具１０４（例えば、及び／又は他の外科用器具１０６、１０８）内に収容される第２のデータ回路１３８と通信するように構成され得る。いくつかの形態では、第２のデータ回路１３８は、本明細書に記載される第１のデータ回路１３６のものと類似した多くのものに実装され得る。器具インターフェース回路２４０は、この通信を可能にする第２のデータ回路インターフェース２４８を含み得る。一形態では、第２のデータ回路インターフェース２４８は、トライステートデジタルインターフェースを含み得るが、他のインターフェースも使用され得る。ある特定の形態では、第２のデータ回路は、一般にデータを送信及び／又は受信するための任意の回路であり得る。一形態では、例えば、第２のデータ回路は、第２のデータ回路が関連付けられた特定の外科用器具に関する情報を格納してもよい。このような情報は、例えば、モデル番号、シリアル番号、外科用器具が使用された動作数、及び／又は任意の他の種類の情報を含み得る。いくつかの形態では、第２のデータ回路１３８は、関連トランスデューサ１２０、エンドエフェクタ１２２、又は超音波駆動システムの電気的及び／又は超音波的特性に関する情報を格納してもよい。例えば、第１のデータ回路１３６は、本明細書に記載されるバーンイン周波数スロープを示してもよい。加えて、又はあるいは、第２のデータ回路インターフェース２４８を介して（例えば、論理デバイス２４２を使用して）内部に格納するために、第２のデータ回路に任意の種類の情報を伝達してもよい。このような情報は例えば、器具が使用された最新の動作数、並びに／又は、その使用の日付及び／若しくは時間を含み得る。ある特定の形態では、第２のデータ回路は、１つ又は２つ以上のセンサ（例えば、器具ベースの温度センサ）によって取得されたデータを送信してもよい。ある特定の形態では、第２のデータ回路は、発生器２００からデータを受信し、受信したデータに基づきユーザーに表示を提供してもよい（例えば、ＬＥＤ表示又は他の可視表示）。
ある特定の形態では、第２のデータ回路及び第２のデータ回路インターフェース２４８は、論理デバイス２４２と第２のデータ回路との間の通信が、この目的のための追加的な導体（例えば、ハンドピースを発生器２００に接続するケーブルの専用導体）の提供を必要とせずにもたらされ得るように構成され得る。例えば、一形態では、情報は、既存のケーブル（例えば、信号調整回路２４４からハンドピース内の制御回路に呼びかけ信号を伝送するために使用される導体のうちの１つ）で実施される、１ワイヤバス通信スキームを使用して、第２のデータ回路に、かつそれから伝達され得る。このようにして、元来必要であり得る外科用装置の設計変更又は修正が最小化又は低減される。更に、一般的な物理的チャネル上で実施される異なる種類の通信が周波数帯域分離され得るため、第２のデータ回路の存在は、必要なデータ読み取り機能を有しない発生器にとって「不可視」であり、それ故に外科用装置器具の後方互換性を可能にする。
ある特定の形態では、絶縁段階２０２は、直流電流の患者への通過を防ぐために、駆動信号出力２１０ｂに接続された、少なくとも１つの阻止コンデンサ２５０−１を備え得る。単一の阻止コンデンサは、例えば、医学的規制又は基準に準拠することが必要とされる場合がある。単一コンデンサ設計における故障が比較的稀であるが、それでもなおこのような故障は否定的な結果をもたらし得る。一形態では、第２の阻止コンデンサ２５０−２は、阻止コンデンサ２５０−１と直列で提供され、阻止コンデンサ２５０−１と２５０−２との間の点からの電流漏洩が、漏洩電流により誘発される電圧をサンプリングするために、ＡＤＣ ２５２によってモニタリングされる。サンプルは、例えば、論理デバイス２４２によって受信され得る。漏洩電流の変化に基づき（図５の形態における電圧サンプルによって示される）、発生器２００は、阻止コンデンサ２５０−１及び２５０−２のうちの少なくとも一方が故障した際にこれを決定し得る。したがって、図５の形態は、単一の破損点を有する単一コンデンサ設計に対して利益を提供する。
ある特定の形態では、非絶縁段階２０４は、好適な電圧及び電流において、ＤＣ電力を出力するための、電源２５４を含み得る。電源は、例えば、４８ＶＤＣシステム電圧を出力するための、４００Ｗ電源を含み得る。電源２５４は、発生器２００の様々な構成要素によって必要とされる電圧及び電流において、ＤＣ出力を生成するために電源の出力を受信するための、１つ又は２つ以上のＤＣ／ＤＣ電圧変換器２５６を更に含み得る。コントローラ２３８に関連して上述されるように、ＤＣ／ＤＣ電圧変換器２５６の動作又は起動を可能にするために、コントローラ２３８によってユーザーによる「オン／オフ」入力装置１１０（図３）の起動が検出されると、ＤＣ／ＤＣ電圧変換器２５６のうちの１つ又は２つ以上がコントローラ２３８からの入力を受信し得る。
図１に戻って参照すると、外科用システム１００の様々な形態の動作に関する詳細を説明してきたが、上記の外科用システム１００の動作について、入力装置１１０及び発生器１０２を備える外科用器具を使用して、組織を切断及び凝固させるためのプロセスに関して、更に説明することができる。特定のプロセスが動作の詳細に関連して説明されるが、本明細書で説明される全体的な機能性が外科用システム１００によってどのように実施され得るかを示す例をこのプロセスが提供しているにすぎないことは理解できよう。更に、所与のプロセスは、特に指定されない限り、必ずしも本明細書に提示されている順序で実施されなくてもよい。前述のように、入力装置１１０を使用して、外科用器具１０４、１０６、１０８の出力（例えば、インピーダンス、電流、電圧、周波数）をプログラミングすることができる。
図６は、本開示の一態様による駆動システム３０２の一形態を含む発生器３００を例示する。発生器３００は、図１及び５に関連して記載される発生器１０２、２００と同様である。発生器３００は、超音波トランスデューサを駆動するための駆動超音波電気信号（駆動信号とも称される）を生成する。駆動システム３０２は可撓性であり、超音波電気出力駆動信号３０４を、超音波トランスデューサ３０６を駆動するために望ましい周波数及び電力レベル設定で生成することができる。様々な形態では、発生器３００は、モジュール及び／又はブロック等の複数の別個の機能的要素を含み得る。特定のモジュール、回路、及び／又はブロックが一例として説明され得るが、それより多数又は少数のモジュール、回路、及び／又はブロックが使用されてもよく、また依然として実施形態の範囲内に含まれることが明らかとなる。更に、説明を容易にするために、様々な形態がモジュール、回路、及び／又はブロックに関して記述され得るが、このようなモジュール、回路、及び／又はブロックは、１つ又は２つ以上のハードウェア構成要素、例えば、プロセッサ、デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）、プログラマブル論理デバイス（ＰＬＤ）、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、回路、レジスタ、及び／又はソフトウェア構成要素、例えば、プログラム、サブルーチン、論理、並びに／若しくはハードウェア及びソフトウェア構成要素の組み合わせにより実現され得る。
一形態では、発生器３００の駆動システム３０２は、ファームウェア、ソフトウェア、ハードウェア、又はこれらの任意の組み合わせとして実施される１つ又は２つ以上の埋め込みアプリケーションを含むことができる。駆動システム３０２は、ソフトウェア、プログラム、データ、ドライバ、アプリケーションプログラムインターフェース（ＡＰＩ）などのような様々な実行可能なモジュールを含むことができる。ファームウェアは、ビットマスクされた読み出し専用メモリ（ＲＯＭ）又はフラッシュメモリのような不揮発性メモリ（ＮＶＭ）に格納することができる。様々な実現形態では、ファームウェアをＲＯＭに格納することにより、フラッシュメモリが保存され得る。ＮＶＭは、例えば、プログラミング可能ＲＯＭ（ＰＲＯＭ）、消去可能なプログラミング可能ＲＯＭ（ＥＰＲＯＭ）、電気的消去可能なプログラミング可能ＲＯＭ（ＥＥＰＲＯＭ）、又はダイナミックＲＡＭ（ＤＲＡＭ）、ダブルデータレートＤＲＡＭ（ＤＤＲＡＭ）、及び／若しくは同期ＤＲＡＭ（ＳＤＲＡＭ）のような電池バックアップ式ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）を含む他のタイプのメモリを含み得る。
一形態では、駆動システム３０２は、超音波外科用器具１０４（図１）の様々な測定可能な特性をモニタリングするため、並びに切断及び／又は凝固動作モードで超音波トランスデューサ３０６を駆動するための出力信号として様々な機能を生成するためのプログラム命令を実行するためにプロセッサ３０８として実施されたハードウェア構成要素を備える。当業者であれば、発生器３００及び駆動システム３０２が追加的な構成要素又はより少ない構成要素を備える場合があること、及び正確さと明瞭さのために本明細書には簡易版の発生器３００及び駆動システム３０２だけが記述されていることを理解するであろう。様々な形態では、前述のように、ハードウェア構成要素は、ＤＳＰ、ＰＬＤ、ＡＳＩＣ、回路、及び／又はレジスタとして実装されてもよい。一形態では、プロセッサ３０８は、コンピュータソフトウェアプログラム命令を格納かつ実行して、超音波トランスデューサ３０６及びエンドエフェクタ、及び／又はブレード３４０などの超音波外科用器具１０４（図１）の様々な構成要素を駆動するための出力信号関数を生成するように構成されてもよい。
一形態では、１つ又は２つ以上のソフトウェアプログラムルーチンの制御下で、プロセッサ３０８はここに記述されている形態に従って方法を実行して、様々な時間間隔又は期間（Ｔ）にわたる電流（Ｉ）、電圧（Ｖ）、及び／又は周波数（ｆ）を含む駆動信号の階段状波形によって形成される関数を生成する。それらの駆動信号の階段状波形は、発生器３００の駆動信号、例えば、出力駆動電流（Ｉ）、電圧（Ｖ）、及び／又は周波数（ｆ）を変化させることによって、複数の時間間隔にかけての定数関数の区分的線形の組み合わせを形成することによって生成され得る。時間間隔又は期間（Ｔ）は既定（例えば、ユーザーによって固定及び／又はプログラムされる）であっても、可変であってもよい。可変時間間隔は、駆動信号を第１の値に設定し、かつモニタリングされる特性に変化が検出されるまで駆動信号をその値に維持することによって定義され得る。モニタリングされる特性の例としては、例えば、トランスデューサインピーダンス、組織インピーダンス、組織加熱、組織離断、組織凝固などが挙げられ得る。発生器３００によって生成される超音波駆動信号は、限定されないが、例えば、プライマリ縦モード及びその高調波、並びに曲げ及びねじれ振動モードのような様々な振動モードで超音波トランスデューサ３０６を励起することができる超音波駆動信号を含む。
一形態では、実行可能なモジュールはメモリに格納された１つ又は２つ以上の技法（複数可）３１０を備え、この技法によってプロセッサ３０８は、実行されたときに様々な時間間隔又は期間（Ｔ）にわたる電流（Ｉ）、電圧（Ｖ）、及び／又は周波数（ｆ）を含む駆動信号の階段状波形によって形成される関数を生成する。駆動信号の階段状波形は、発生器３００の出力駆動電流（Ｉ）、電圧（Ｖ）、及び／又は周波数（ｆ）を変化させることによって生成される２つ又は３つ以上の時間間隔にかけての定数関数の区分的線形の組み合わせを形成することによって生成され得る。駆動信号は、１つ又は２つ以上の技法（複数可）３１０に従って既定の固定時間間隔若しくは期間（Ｔ）又は変動時間間隔若しくは期間のいずれかにわたって生成され得る。プロセッサ３０８の制御下で、発生器３００は、既定の期間（Ｔ）にわたって、又はモニタリングされる特性（例えば、トランスデューサインピーダンス、組織インピーダンス）における変化のような既定条件が検出されるまで、特定の分解能で電流（Ｉ）、電圧（Ｖ）、及び／又は周波数（ｆ）を上又は下に変化させる（例えば、経時的にインクリメント又はデクリメントする）。これらの階段は、プログラムされたインクリメント又はデクリメントにおいて変化することができる。他の階段が望まれる場合は、発生器３００は、測定されたシステムの特性に基づき適合して階段を増すこと又は減らすことができる。
動作に際し、ユーザーは、発生器３００のコンソールの前側パネル上に位置する入力デバイス３１２を使用して発生器３００の動作をプログラムすることができる。入力装置３１２は、プロセッサ３０８に適用して発生器３００の動作を制御することができる信号３１４を生成する任意の適した装置を備えることができる。様々な形態では、入力装置３１２は多目的又は専用コンピュータへのボタン、スイッチ、サムホイール、キーボード、キーパッド、タッチスクリーンモニタ、指先指示デバイス、リモート接続を含む。他の形態では、入力装置３１２は適したユーザーインターフェースを備えることができる。したがって、入力装置３１２を使用してユーザーは発生器３００の出力関数をプログラムするための電流（Ｉ）、電圧（Ｖ）、周波数（ｆ）、及び／又は期間（Ｔ）を設定又はプログラムすることができる。次いで、プロセッサ３０８は、ライン３１６で信号を出力インジケータ３１８に送ることによって、選択された電力レベルを表示する。
様々な形態では、出力インジケータ３１８は視覚的、可聴及び／又は触覚的フィードバックを外科医に提供して、超音波外科用器具１０４（図１）の測定された特性（例えば、トランスデューサインピーダンス、組織インピーダンス、又は他の、後に説明するような測定値）に基づいて、例えば組織切断及び凝固の完了のような、外科的処置の状態を指示することができる。限定ではなく例示として、視覚的フィードバックには、白熱電灯又は発光ダイオード（ＬＥＤ）、グラフィカル・ユーザー・インターフェース、ディスプレイ、アナログインジケータ、デジタルインジケータ、棒グラフ表示、デジタル文字数字表示を含む、任意のタイプの視覚的指示装置が挙げられる。限定ではなく例示として、可聴フィードバックには、音声／スピーチプラットフォームを介してコンピュータと相互作用するための任意のタイプのブザー、コンピュータで生成されたトーン、コンピュータ化されたスピーチ、ボイスユーザーインターフェース（ＶＵＩ）が挙げられる。限定ではなく例示として、触覚的フィードバックには、器具ハウジングのハンドルアセンブリを介して提供される任意のタイプの振動フィードバックが挙げられる。
一形態では、プロセッサ３０８は、デジタル電流駆動信号３２０及びデジタル周波数信号３２２を生成するように構成又はプログラムされ得る。これらの駆動信号３２０、３２２は、超音波トランスデューサ３０６への出力駆動信号３０４の振幅及び周波数（ｆ）を調整するために、直接デジタルシンセサイザ（ＤＤＳ）回路３２４に適用される。ＤＤＳ回路３２４の出力は増幅器３２６に適用され、増幅器３２６の出力は変圧器３２８に適用される。変圧器３２８の出力は、導波管によってブレード３４０に連結された超音波トランスデューサ３０６に適用される出力駆動信号３０４である。
一形態では、発生器３００は、超音波外科用器具１０４（図１）の測定可能な特性をモニタリングするように構成され得る１つ又は２つ以上の測定モジュール又は構成要素を備える。図示の形態では、プロセッサ３０８を使用して、システムの特性をモニタリング及び算出することができる。図のように、プロセッサ３０８はトランスデューサ３０６に供給される電流及び超音波トランスデューサ３０６に印加される電圧をモニタリングすることによって超音波トランスデューサ３０６のインピーダンスＺを測定する。一形態では、電流検知回路３３０を使用して、超音波トランスデューサ３０６に供給される電流を検知し、電圧検知回路３３２を使用して、超音波トランスデューサ３０６に印加される出力電圧を検知する。これらの信号は、アナログマルチプレクサ３３４回路又はスイッチ回路構成を介してアナログ−デジタルコンバータ３３６（ＡＤＣ）に適用することができる。アナログマルチプレクサ３３４は、変換される適切なアナログ信号をＡＤＣ ３３６に送る。他の形態では、マルチプレクサ３３４回路の代わりに複数のＡＤＣ ３３６をそれぞれの測定された特性のために使用することができる。プロセッサ３０８はＡＤＣ ３３６のデジタル出力３３８を受信し、電流及び電圧の測定値に基づいてトランスデューサインピーダンスＺを算出する。プロセッサ３０８は、負荷曲線に対する望ましい電力を生成することができるように出力駆動信号３０４を調整する。プログラムされた技法３１０に従って、プロセッサ３０８は、トランスデューサインピーダンスＺに応答して、駆動信号３２０（例えば電流又は周波数）を任意の適したインクリメント又はデクリメントで変化させることができる。
図１に示す外科用システム１００の様々な形態の動作に関する詳細を説明してきたが、上記の外科用システム１００の動作について、図６を参照して説明される、入力装置１１０及び駆動システム３０２のトランスデューサインピーダンス測定能力を備える外科用器具を使用して血管を切断及び凝固させるためのプロセスに関して、更に説明することができる。特定のプロセスが動作の詳細に関連して説明されるが、本明細書で説明される全体的な機能性が外科用システム１００によってどのように実施され得るかを示す例をこのプロセスが提供しているにすぎないことは理解できよう。更に、所与のプロセスは、特に指定されない限り、必ずしも本明細書に提示されている順序で実施されなくてもよい。
図７は、組織インピーダンスモジュール４４２を含む発生器４００の駆動システムの一態様を例示する。駆動システム４０２は超音波電気駆動信号４０４を生成して、超音波トランスデューサ４０６を駆動する。一形態では、組織インピーダンスモジュール４４２は、ブレード４４０とクランプアームアセンブリ４４４との間に把持された組織のインピーダンスＺｔを測定するように構成され得る。組織インピーダンスモジュール４４２は、ＲＦ発振器４４６と、電圧感知回路４４８と、電流感知回路４５０と、を備える。電圧感知回路４４８及び電流感知回路４５０は、ブレード４４０の電極に印加されたＲＦ電圧Ｖｒｆと、ブレード４４０の電極、組織、及びクランプアームアセンブリ４４４の導電部分を通って流れるＲＦ電流ｉｒｆとに、応答する。電流感知回路４３０及び電圧感知回路４３２からの感知電流Ｉｒｆ及び感知電圧Ｖｒｆは、アナログマルチプレクサ４３４を介してＡＤＣ ４３６によってデジタル形態に変換される。プロセッサ４０８はＡＤＣ ４３６のデジタル化された出力４３８を受信し、組織インピーダンスＺｔを、電圧感知回路４４８と電流感知回路４５０によって測定されるＲＦ電圧Ｖｒｆ対電流Ｉｒｆの比率を算出することによって決定する。
一形態では、プロセッサ４０８はデジタル電流駆動信号４２０及びデジタル周波数信号４２２を生成するように構成又はプログラムされ得る。これらの信号４２０、４２２は、トランスデューサ４０６への電流出力信号４０４の振幅及び周波数（ｆ）を調整するために、直接デジタルシンセサイザ（ＤＤＳ）回路４２４に適用される。ＤＤＳ回路４２４の出力は増幅器４２６に適用され、増幅器４２６の出力は変圧器４２８に適用される。変圧器４２８の出力は、導波管によってブレード４４０に連結された超音波トランスデューサ４０６に適用される信号４０４である。
一態様では、内側筋肉層及び組織の離断は、組織インピーダンスＺｔを検知することによって検出され得る。したがって、組織インピーダンスＺｔの検出を自動プロセスと統合して、通常なら共振で生じる有意な量の加熱を引き起こさずに、組織を離断する前に内側筋肉層を外膜層から分離することができる。
一形態では、ブレード４４０の電極に印加されたＲＦ電圧Ｖｒｆと、ブレード４４０の電極、組織、及びクランプアームアセンブリ４４４の導電部分を通って流れるＲＦ電流Ｉｒｆとは、血管封止及び／又は切開に好適である。したがって、発生器４００のＲＦ電力出力は、組織インピーダンス測定などの非治療的機能並びに血管封止及び／又は切開などの治療的機能のために選択され得る。本開示の文脈において、超音波及びＲＦ電気外科用エネルギーが、個々又は同時のいずれかで発生器により供給され得ることが理解されよう。
動作に際し、ユーザーは、発生器４００のコンソールの前側パネル上に位置する入力デバイス４１２を使用して発生器４００の動作をプログラムすることができる。入力装置４１２は、プロセッサ４０８に適用して発生器４００の動作を制御することができる信号４１４を生成する任意の適した装置を備えることができる。様々な形態では、入力装置４１２は多目的又は専用コンピュータへのボタン、スイッチ、サムホイール、キーボード、キーパッド、タッチスクリーンモニタ、指先指示デバイス、リモート接続を含む。他の形態では、入力装置４１２は適したユーザーインターフェースを備えることができる。したがって、入力装置４１２を使用してユーザーは発生器４００の関数出力をプログラムするための電流（Ｉ）、電圧（Ｖ）、周波数（ｆ）、及び／又は期間（Ｔ）を設定又はプログラムすることができる。次いで、プロセッサ４０８は、ライン４１６で信号を出力インジケータ４１８に送ることによって、選択された電力レベルを表示する。
様々な形態では、フィードバックは、出力インジケータ４１８によって提供される。出力インジケータ４１８は、エンドエフェクタによって操作されている組織がユーザーの視野から外れており、組織の状態の変化がいつ発生するかをユーザーが見ることができない用途で特に有用である。出力インジケータ４１８は、組織状態における変化が生じたことをユーザーに通信する。上述のように、出力インジケータ４１８は、視覚的、可聴、及び／又は触覚的フィードバックを含むが、それらに限定されない様々な種類のフィードバックをユーザーに提供して、組織が組織の状態又は条件の変化を経たことをユーザー（例えば、外科医、医師）に示すように構成され得る。限定ではなく例示として、上述のように、視覚的フィードバックには、白熱電灯又はＬＥＤ、グラフィカル・ユーザー・インターフェース、ディスプレイ、アナログインジケータ、デジタルインジケータ、棒グラフ表示、デジタル文字数字表示を含む、任意のタイプの視覚的指示装置が挙げられる。限定ではなく例示として、可聴フィードバックには、音声／スピーチプラットフォームを介してコンピュータと相互作用するために任意のタイプのブザー、コンピュータで生成されたトーン、コンピュータ化されたスピーチ、ＶＵＩが挙げられる。限定ではなく例示として、触覚的フィードバックには、器具ハウジングのハンドルアセンブリを介して提供される任意のタイプの振動フィードバックが挙げられる。組織の状態の変化は、先に記載したトランスデューサ及び組織インピーダンス測定値に基づいて決定されてもよく、又は電圧、電流、及び周波数測定値に基づいて決定されてもよい。
一形態では、コンピュータ読み取り可能な命令を含む様々な実行可能なモジュール（例えば、アルゴリズム４１０）が、発生器４００のプロセッサ４０８部分によって実行され得る。様々な形態では、その技法に関して記述される動作は、１つ又は２つ以上のソフトウェア構成要素、例えば、プログラム、サブルーチン、論理；１つ又は２つ以上のハードウェア構成要素、例えば、プロセッサ、ＤＳＰ、ＰＬＤ、ＡＳＩＣ、回路、レジスタ、並びに／又はソフトウェア及びハードウェアの組み合わせとして実装され得る。一形態では、技法を実施するために実行可能な命令は、メモリに格納されてもよい。実行されると、それらの命令は、プロセッサ４０８が、組織の状態の変化を決定し、出力インジケータ４１８によってユーザーにフィードバックを提供することを可能にする。そのような実行可能な命令に従って、プロセッサ４０８は発生器４００から入手可能な電圧、電流、及び／又は周波数の信号サンプルをモニタリング及び評価し、そのような信号サンプルの評価に従って、組織の状態の変化が生じたかどうかを決定する。下記に詳述するように、組織の状態の変化は、超音波器具のタイプと、その器具が受けている電力レベルとに基づいて決定され得る。フィードバックに応答して、超音波外科用器具の動作モードはユーザーによって制御され得るか、又は自動的若しくは半自動的に制御され得る。
上述の通り、単一の出力発生器は、ＲＦエネルギー及び超音波エネルギーの両方を、単一のポートを通して送達することができ、これらの信号は、組織を治療するために、エンドエフェクタに別個に又は同時に送達され得る。単一の出力ポートの発生器は、実行される組織の治療の種類に応じて、電力、ＲＦエネルギー又は超音波エネルギーのいずれかをエンドエフェクタに提供するために、複数のタップを有する単一出力変圧器を含み得る。例えば、発生器は、超音波トランスデューサを駆動するために高電圧かつ低電流で、組織封止のための電極を駆動するのに必要とされる低電圧かつ高電流で、又は単極若しくは双極電気外科用電極のいずれかを用いてのスポット凝固のための凝固波形で、エネルギーを送達することができる。発生器からの出力波形は、誘導され、切り替えられ、又はフィルタ処理されて、所望の周波数を外科用器具のエンドエフェクタに提供し得る。
図８は、複数のエネルギーモダリティを外科用器具に送達するための発生器５００の一例を例示する。発生器５００は、図１に関連して説明された発生器１０２と同様であり、図５〜７に示した発生器２００、３００、４００の機能性を含む。以降の開示の簡潔性及び明瞭性のために、高レベルブロック図表現である、様々な論理フロー図が、発生器５００に関連して説明される。したがって、発生器５００に関連して以降に説明される論理フロー図を理解しかつ実践するのに必要とされ得る追加的な細目のために、本読者は、図５〜７の発生器２００、３００、４００の機能的ブロックの説明に向けられる。
図８に戻ると、発生器５００は、エネルギーを外科用器具に送達するための無線周波数信号及び超音波信号を提供する。無線周波数信号及び超音波信号は、単独で、又は組み合わせて提供されてもよく、また同時に提供されてもよい。上述の通りに、少なくとも１つの発生器出力は、単一のポートを通じて複数のエネルギーモダリティ（例えば、とりわけ、超音波双極又は単極ＲＦ、不可逆及び／若しくは可逆電気穿孔法、並びに／又はマイクロ波エネルギー）を送達することができ、これらの信号は、組織を治療するために、別個に、又は同時にエンドエフェクタに送達され得る。発生器５００は、波形発生器５０４に連結されたプロセッサ５０２を備える。プロセッサ５０２及び波形発生器５０４は、プロセッサ５０２に連結されたメモリに格納された情報（開示を明瞭にするために示されず）に基づいて、様々な信号波形を発生するように構成されている。波形に関連するデジタル情報は、１つ又は２つ以上のデジタル・アナログ変換器（ＤＡＣ）を含む波形発生器５０４に提供され、デジタル入力をアナログ出力に変換する。アナログ出力は、信号調節及び増幅のために、増幅器１１０６に供給される。増幅器５０６の調節かつ増幅された出力は、電力変圧器５０８に連結される。信号は、電力変圧器５０８にわたって患者絶縁側にある二次側に連結される。第１のエネルギーモダリティの第１の信号は、ＥＮＥＲＧＹ１及びＲＥＴＵＲＮとラベルされた端子間の外科用器具に提供される。第２のエネルギーモダリティの第２の信号は、コンデンサ５１０にわたって連結され、ＥＮＥＲＧＹ２及びＲＥＴＵＲＮとラベルされた端子間の外科用器具に提供される。２つを超えるエネルギーモダリティが出力されてもよく、したがって添え字「ｎ」は、最大ｎ個のＥＮＥＲＧＹｎ端子が提供され得ることを表示するために使用することができ、このｎは、１超の正の整数であることが理解されよう。最大「ｎ」個のリターンパス（ＲＥＴＵＲＮｎ）が、本開示の範囲から逸脱することなく提供されてもよいことも理解されよう。
第１の電圧感知回路５１２は、ＥＮＥＲＧＹ１及びＲＥＴＵＲＮパスとラベルされた端子にわたって連結され、それらの間の出力電圧を測定する。第２の電圧感知回路５２４は、ＥＮＥＲＧＹ２及びＲＥＴＵＲＮパスとラベルされた端子にわたって連結され、それらの間の出力電圧を測定する。電流感知回路５１４は、いずれかのエネルギーモダリティの出力電流を測定するために、図示した電力変圧器５０８の二次側のＲＥＴＵＲＮ区間と直列に配設される。異なるリターンパスが各エネルギーモダリティに対して提供される場合、別個の電流感知回路が、各リターン区間で提供されねばならない。第１及び第２の電圧感知回路５１２、５２４の出力が対応の絶縁変圧器５１６、５２２に提供され、電流感知回路５１４の出力は、別の絶縁変圧器５１８に提供される。電力変圧器５０８の一次側（非患者絶縁側）上における絶縁変圧器５１６、５１８、５２２の出力は、１つ又は２つ以上のアナログ・デジタル変換器５２６（ＡＤＣ）に提供される。ＡＤＣ ５２６のデジタル化された出力は、更なる処理及び算出のためにプロセッサ５０２に提供される。出力電圧及び出力電流のフィードバック情報は、外科用器具に提供される出力電圧及び電流を調整するために、またいくつかあるパラメータの中で出力インピーダンスを計算するために使用され得る。プロセッサ５０２と患者絶縁回路との間の入力／出力通信は、インターフェース回路５２０を通して提供される。センサはまた、インターフェース５２０を介してプロセッサ５０２と電気通信してもよい。
一態様では、インピーダンスは、ＥＮＥＲＧＹ１／ＲＥＴＵＲＮとラベルされた端子にわたって連結された第１の電圧感知回路５１２、又はＥＮＥＲＧＹ２／ＲＥＴＵＲＮとラベルされた端子にわたって連結された第２の電圧感知回路５２４を、電力変圧器５０８の二次側のＲＥＴＵＲＮ区間と直列に配設された電流感知回路５１４の出力で除することによって、プロセッサ５０２により決定され得る。第１及び第２の電圧感知回路５１２、５２４の出力が別個の絶縁変圧器５１６、５２２に提供され、電流感知回路５１４の出力は、別の絶縁変圧器５１６に提供される。ＡＤＣ ５２６からのデジタル化された電圧及び電流感知測定値は、インピーダンスを計算するためにプロセッサ５０２に提供される。一例として、第１のエネルギーモダリティＥＮＥＲＧＹ１は、超音波エネルギーであってもよく、第２のエネルギーモダリティＥＮＥＲＧＹ２は、ＲＦエネルギーであってもよい。それでも、超音波エネルギーモダリティ及び双極若しくは単極ＲＦエネルギーモダリティに加えて、他のエネルギーモダリティには、数ある中でも不可逆並びに／又は可逆電気穿孔法及び／若しくはマイクロ波エネルギーが挙げられる。また、図８に例示された例は、単一のリターンパス（ＲＥＴＵＲＮ）が２つ又は３つ以上のエネルギーモダリティに提供され得ることを示しているが、他の態様では、複数のリターンパスＲＥＴＵＲＮｎが、各エネルギーモダリティＥＮＥＲＧＹｎに提供されてもよい。したがって、本明細書に記載されるように、超音波トランスデューサのインピーダンスは、第１の電圧感知回路５１２の出力を電流感知回路５１４の出力で除することによって測定されてもよく、組織のインピーダンスは、第２の電圧感知回路５２４の出力を電流感知回路５１４の出力で除することによって測定されてもよい。
図８に示すように、少なくとも１つの出力ポートを備える発生器５００は、実行される組織の治療の種類に応じて、とりわけ、超音波、双極若しくはモノモーラＲＦ、不可逆並びに／又は可逆電気穿孔法、及び／若しくはマイクロ波エネルギーなどの１つ又は２つ以上のエネルギーモダリティの形態で電力を、例えば、エンドエフェクタに提供するために、単一の出力部を有しかつ複数のタップを有する電力変圧器５０８を含むことができる。例えば、発生器５００は、超音波トランスデューサを駆動するために高電圧かつ低電流で、組織封止のためのＲＦ電極を駆動するために低電圧かつ高電流で、又は単極若しくは双極ＲＦ電気外科用電極のいずれかを用いてのスポット凝固のための凝固波形で、エネルギーを送達することができる。発生器５００からの出力波形は、誘導され、切り替えられ、又はフィルタ処理されて、周波数を外科用器具のエンドエフェクタに提供し得る。超音波トランスデューサの発生器５００の出力部への接続部は、好ましくは、図８に示したＥＮＥＲＧＹ１とラベルされた出力部とＲＥＴＵＲＮとラベルされた出力部との間に位置するであろう。一例では、ＲＦ双極電極の発生器５００の出力部への接続部は、好ましくは、ＥＮＥＲＧＹ２とラベルされた出力部とＲＥＴＵＲＮとラベルされた出力部との間に位置するであろう。単極出力の場合、好ましい接続部は、ＥＮＥＲＧＹ２出力部及びＲＥＴＵＲＮ出力部に接続された好適なリターンパッドへの活性電極（例えば、ペンシル型又は他のプローブ）であろう。
他の態様では、図１〜３及び５〜８に関連して説明された発生器１０２、２００、３００、４００、５００、図３に関連して説明された超音波発生器駆動回路１１４、及び／又は電気外科／ＲＦ駆動回路１１６は、図１及び２に関連して説明された外科用器具１０４、１０６、１０８のうちのいずれか１つで一体に形成されてもよい。したがって、発生器１０２、２００、３００、４００、５００のうちのいずれか１つに関連して説明されたプロセッサ、デジタル信号プロセッサ、回路、コントローラ、論理デバイス、ＡＤＣ、ＤＡＣ、増幅器、変換機、変圧器、信号調整器、データインターフェース回路、電流並びに電圧感知回路、直接デジタル合成回路、マルチプレクサ（アナログ若しくはデジタル）、波形発生器、ＲＦ発生器、メモリ等は、外科用器具１０４、１０６、１０８内に位置し得るか、又は外科用器具１０４、１０６、１０８からは遠隔に位置し、有線及び／若しくは無線の電気的接続を介して外科用器具に連結されてもよい。
発生器からの送達のためのエネルギーを表す波形の例を、図９〜１３に例示する。図９は、比較の目的で、同じ時間及び電圧スケールで重ね合わされたＲＦ出力信号６０２及び超音波出力信号６０４を表す第１及び第２の個々の波形を示す例示のグラフ６００を図示している。これらの出力信号６０２、６０４は、図８に示した発生器５００のＥＮＥＲＧＹ出力部において提供されるものである。時間（ｔ）を水平軸に沿って示し、電圧（Ｖ）を垂直軸に沿って示す。ＲＦ出力信号６０２は、約３３０ｋＨｚのＲＦの周波数及び±１Ｖのピーク間電圧を有する。超音波出力信号６０４は、約５５ｋＨｚの周波数及び±１Ｖのピーク間電圧を有する。水平軸に沿っての時間（ｔ）スケール及び垂直軸に沿っての電圧（Ｖ）スケールは、比較の目的に正規化され、異なる実際の実装であり得るか、又は電流などの他の電気的パラメータを表してもよいことが理解されよう。
図１０は、図９に示した２つの出力信号６０２、６０４の和を示す例示のグラフ６１０を図示している。時間（ｔ）を水平軸に沿って示し、電圧（Ｖ）を垂直軸に沿って示す。図９に示したＲＦ出力信号６０２及び超音波出力信号６０４の和は、図９に示した元々のＲＦ信号及び超音波信号（１Ｖのピーク間電圧）の２倍の振幅である２Ｖのピーク間電圧を有する組み合わせ出力信号６１２を生成する。元々の振幅の２倍の振幅は、出力の歪み、飽和、クリッピング、又は出力構成要素への応力などの、発生器の出力部で問題を引き起こし得る。したがって、複数の治療構成要素を有する単一の組み合わせ出力信号６１２の管理は、図８に示した発生器５００の重要な態様である。この管理を得るために様々な方法がある。一形態では、２つのＲＦ出力信号又は超音波出力信号６０２、６０４のうちの１つは、他の出力信号のピークに依存し得る。
例えば、図１１は、図９に示した出力信号６０２、６０４の依存和を表す組み合わせ出力信号６２２を示す例示のグラフ６２０を図示する。時間（ｔ）を水平軸に沿って示し、電圧（Ｖ）を垂直軸に沿って示す。図１１に示すように、図９のＲＦ出力信号６０２構成要素は、依存和組み合わせ出力信号６２２のＲＦ出力信号構成要素の振幅が、超音波ピークが予想され得るときに減少するように、図９の超音波出力信号６０４構成要素のピークに依存する。図１１における例示のグラフ６２０に示すように、これらのピークは２から１．５まで減少している。別の形態では、出力信号のうちの１つは、他の出力信号の関数である。
例えば、図１１は、図９に示した出力信号６０２、６０４の依存和を表す出力信号６３２を示す例示のグラフ６３０を図示する。時間（ｔ）を水平軸に沿って示し、電圧（Ｖ）を垂直軸に沿って示す。図１２に示すように、ＲＦ出力信号は、超音波出力信号の関数である。これが、出力の振幅に対してハードリミットを提供する。図１２に示すように、超音波出力信号が正弦波として抽出可能である一方で、ＲＦ出力信号は、歪みを有するが、ＲＦ出力信号の凝固性能に多少なりとも影響を及ぼすものではない。
様々な他の技法が、出力信号の波形を圧縮及び／又は制限するために使用され得る。ＲＦ出力信号６０２が、神経筋刺激を回避するように安全な患者レベルのために低周波数構成要素を有する限り、超音波出力信号６０４（図９）の整合性は、ＲＦ出力信号６０２（図９）の整合性よりも重要であり得ることに留意するべきである。別の形態では、ＲＦ波形の周波数は、波形のピークを管理するために、継続的に変化させることが可能である。図１３に示したグラフ６４０に例示されるような凝固型波形６４４などのより複雑なＲＦ波形が本システムで実行されるために、波形の制御は重要である。ここでも、時間（ｔ）を水平軸に沿って示し、電圧（Ｖ）を垂直軸に沿って示す。
図１４〜４２（２６〜５４）は、本明細書に記載される様々な適応性組織同定及び治療技法の実行を容易にするために組織パラメータを測定するためのセンサ、回路、及び技法の様々な構成を例示する。図１４は、クランプアーム７０２上に位置するＲＦデータセンサ７０６、７０８ａ、７０８ｂを含むエンドエフェクタ７００の一態様を例示する。エンドエフェクタ７００は、クランプアーム７０２と、超音波ブレード７０４とを備える。クランプアーム７０２は、クランプアーム７０２と超音波ブレード７０４との間に位置する組織７１０を固定して示されている。第１のセンサ７０６は、クランプアーム７０２の中央部に位置する。第２及び第３のセンサ７０８ａ、７０８ｂは、クランプアーム７０２の外側部に位置する。センサ７０６、７０８ａ、７０８ｂは、クランプアーム７０２に固定的に取り付けられるように構成されたフレキシブル回路７１２（図１５により具体的に示し、より具体的には、図１７及び１８に示した分割されたフレキシブル回路８００、９００）上に取り付けられるか、又はフレキシブル回路と一体に形成される。
エンドエフェクタ７００は、図１及び２に示した多機能外科用器具１０８のための例示のエンドエフェクタである。センサ７０６、７０８ａ、７０８ｂは、例えば、図８に示した発生器５００などのエネルギー源に電気的に接続される。センサ７０６、７０８ａ、７０８ｂは、発生器内の好適な供給源によって通電され、センサ７０６、７０８ａ、７０８ｂによって生成された信号は、発生器５００のアナログ及び／又はデジタル処理回路に提供される。
一態様では、第１のセンサ７０６は、クランプアーム７０２によって組織７１０に加えられた垂直力Ｆ３を測定するための力センサである。第２及び第３のセンサ７０８ａ、７０８ｂは、組織７１０にＲＦエネルギーを印加し、パラメータの中でもとりわけ、組織インピーダンス、下向きの力Ｆ１、横力Ｆ２、及び温度を測定するために、１つ又は２つ以上の要素を含む。電極７０９ａ、７０９ｂは、発生器に電気的に連結され、ＲＦエネルギーを組織７１０に印加する。一態様では、第１のセンサ７０６と第２及び第３のセンサ７０８ａ、７０８ｂとは、力又は単位面積当たりの力を測定するための歪みゲージである。下向きの力Ｆ１、横向きの力Ｆ２、及び垂直力Ｆ３の測定値は、力センサ７０６、７０８ａ、７０８ｂがその上に作用している表面積を決定することによって、圧力に容易に変換され得ることが理解されよう。更に、本明細書に詳細に記述するように、フレキシブル回路７１２は、フレキシブル回路７１２の１つ又は２つ以上の層内に埋め込まれた温度センサを備えてもよい。１つ又は２つ以上の温度センサは、対称的に又は非対称的に配置されてもよく、発生器の制御回路に組織７１０の温度フィードバックを提供してもよい。
図１５は、センサ７０６、７０８ａ、７０８ｂがフレキシブル回路７１２に取り付けられ得るか、又はフレキシブル回路７１２と一体に形成され得る、図１４に示したフレキシブル回路７１２の一態様を例示する。フレキシブル回路７１２は、クランプアーム７０２に固定的に取設されるように構成されている。図１５に詳細に示すように、非対称型温度センサ７１４ａ、７１４ｂは、フレキシブル回路７１２に取り付けられ、組織７１０（図１４）の温度を測定することを可能にする。
図１６は、図１５に示されるフレキシブル回路７１２の断面図である。フレキシブル回路７１２は、クランプアーム７０２に固定的に取設される多層を含む。フレキシブル回路７１２の最上層は、電極７０９ａであり、この電極は、発生器１０２、２００、３００、４００、５００（図１〜３及び４〜８）などのエネルギー源に電気的に連結され、ＲＦエネルギーを組織７１０（図１４）に印加する。電気絶縁層７１８が電極７０９ａ層の下に設けられ、センサ７１４ａ、７０６、７０８ａを電極７０９ａから電気的に絶縁する。温度センサ７１４ａは、電気絶縁層７１８の下に配設される。第１の力（圧力）センサ７０６は、温度センサ７１４ａを収容する層の下に、かつ圧縮層７２０の上に位置する。第２の力（圧力）センサ７０８ａは、圧縮層７２０の下に、かつクランプアーム７０２フレームの上に位置する。
図１７は、エンドエフェクタのクランプアーム８０４に固定的に取設されるように構成された分割されたフレキシブル回路８００の一態様を例示する。分割されたフレキシブル回路８００は、例えば、図１４〜１６に関連して本明細書に記載される、局所的な組織制御を提供するために、個々のアドレス可能なセンサを含む遠位セグメント８０２ａと外側部セグメント８０２ｂ、８０２ｃとを備える。セグメント８０２ａ、８０２ｂ、８０２ｃは、セグメント８０２ａ、８０２ｂ、８０２ｃの各々の内部に位置する個々のセンサに基づいて、組織を治療するために、また組織パラメータを測定するために個々にアドレス可能である。分割されたフレキシブル回路８００のセグメント８０２ａ、８０２ｂ、８０２ｃは、クランプアーム８０４に取り付けられ、また発生器１０２、２００、３００、４００、５００（図１〜３及び４〜８）などのエネルギー源に、導電性要素８０６を介して電気的に連結される。ホール効果センサ８０８、又は任意の好適な磁気センサが、クランプアーム８０４の遠位端に位置する。ホール効果センサ８０８は、クランプアーム８０４によって画定された開口（さもなければ、図１９に詳細に示される、組織間隙と称され得る）の測定値を提供するために、磁石と共に動作する。
図１８は、エンドエフェクタのクランプアーム９０４に取り付けられるように構成された分割されたフレキシブル回路９００の一態様を例示する。分割されたフレキシブル回路１９００は、例えば、図１４〜１７に関連して本明細書に記載される、組織制御のための個々のアドレス可能なセンサを含む遠位セグメント９０２ａと外側部セグメント９０２ｂ、９０２ｃとを備える。セグメント９０２ａ、９０２ｂ、９０２ｃは、組織を治療するために、またセグメント９０２ａ、９０２ｂ、９０２ｃの各々の内部に位置する個々のセンサを読み取るために、個々にアドレス可能である。分割されたフレキシブル回路９００のセグメント９０２ａ、９０２ｂ、９０２ｃは、クランプアーム９０４に取り付けられ、また発生器１０２、２００、３００、４００、５００（図１〜３及び４〜８）などのエネルギー源に、導電性要素９０６を介して電気的に連結される。ホール効果センサ９０８、又は他の好適な磁気センサが、クランプアーム９０４の遠位端に設けられている。ホール効果センサ９０８は、図１９に詳細に示されるエンドエフェクタのクランプアーム９０４によって画定された開口又は組織間隙の測定値を提供するために、磁石と共に動作する。加えて、複数の外側部非対称型温度センサ９１０ａ、９１０ｂは、分割されたフレキシブル回路９００上に取り付けられるか、形式上、分割されたフレキシブル回路９００と一体化され、組織温度フィードバックを発生器の制御回路に提供する。
図１９は、組織間隙ＧＴを測定するように構成されたエンドエフェクタ１０００の一態様を例示する。エンドエフェクタ１０００は、ジョー部材１００２とクランプアーム９０４とを備える。図１８に記載されるフレキシブル回路９００は、クランプアーム９０４に取り付けられている。フレキシブル回路９００は、ジョー部材１００２に取り付けられた磁石１００４と動作して組織間隙ＧＴを測定する、ホール効果センサ９０８を備える。この技法は、クランプアーム９０４とジョー部材１００２との間に画定された開口を測定するために使用され得る。ジョー部材１００２は、超音波ブレードであってもよい。
図２０は、左から右に分割されたフレキシブル回路１１００の一態様を例示する。左から右に分割されたフレキシブル回路１１００は、左から右に分割されたフレキシブル回路１１００の左側の複数のセグメントＬ１〜Ｌ５及び左から右に分割されたフレキシブル回路１１００の右側の複数のセグメントＲ１〜Ｒ５を含む。セグメントＬ１〜Ｌ５及びＲ１〜Ｒ５は各々、各セグメントＬ１〜Ｌ５及びＲ１〜Ｒ５内の組織パラメータを局所的に感知するために、温度センサ及び力センサを含む。左から右に分割されたフレキシブル回路１１００は、セグメントＬ１〜Ｌ５及びＲ１〜Ｒ５の各々の内部で局所的に感知された組織パラメータに基づいて、ＲＦ治療エネルギーに影響を及ぼすように構成されている。
図２１は、図２０に示す分割されたフレキシブル回路１１００を含むエンドエフェクタ１２００の一態様を例示する。エンドエフェクタ１２００は、クランプアーム１２０２と、超音波ブレード１２０４とを備える。分割されたフレキシブル回路１１００は、クランプアーム１２０２に取り付けられている。セグメント１〜５の内部に配設されたセンサは各々、クランプアーム１２０２と超音波ブレード１２０４との間に位置付けられた組織の存在を検出し、組織ゾーン１〜５を表すように構成されている。図２１に示した構成において、エンドエフェクタ１２００は、クランプアーム１２０２と超音波ブレード１２０４との間に組織を受け取るか、又は把持する準備ができている開放位置で示されている。
図２２は、クランプアーム１２０２がクランプアーム１２０２と超音波ブレード１２０４との間に組織１２０６を固定している、図２１に示すエンドエフェクタ１２００を例示する。図２２に示すように、組織１２０６は、セグメント１〜３の間に位置付けられ、組織ゾーン１〜３を表す。したがって、組織１２０６は、セグメント１〜３内のセンサによって検出され、組織の不在（空の場合）は、セグメント４〜５によってセクション１２０８で検出される。ある特定のセグメント１〜３及び４〜５内に位置付けられた組織１２０６の存在及び不在に関する情報は、それぞれ、発生器１０２、２００、３００、４００、５００（図１〜３及び４〜８）などの発生器の制御回路に通信される。発生器５００は、組織１２０６が検出されているセグメント１〜３のみに通電するように構成されており、組織が検出されていないセグメント４〜５には通電しない。セグメント１〜５は、ある特定のセグメント１〜５内に位置する組織の組織パラメータを測定するための任意の好適な温度、力／圧力、及び／又はホール効果磁気センサと、ある特定のセグメント１〜５内に位置する組織にＲＦエネルギーを送達するための電極とを収容してもよいことが理解されよう。
図２３は、局所的に感知された組織パラメータに基づいて、エンドエフェクタの右側及び左側によって印加されたエネルギーのグラフ１３００を例示する。本明細書で論じられるように、エンドエフェクタのクランプアームは、例えば、図１４〜２２に示したクランプアームの右側及び左側に沿って、とりわけ、温度センサ、力／圧力センサ、ホール効果センサを備えてもよい。したがって、ＲＦエネルギーは、クランプジョーと超音波ブレードとの間に位置付けられた組織に選択的に印加され得る。上部のグラフ１３０２は、局所的に感知された組織パラメータに基づいて、クランプアームの右側セグメントに印加された電力ＰＲに対する時間（ｔ）を描写する。したがって、発生器１０２、２００、３００、４００、５００（図１〜３及び４〜８）などの発生器は、感知された組織パラメータを測定し、電力ＰＲをクランプアームの右側セグメントに印加するように構成されている。発生器５００は、右側セグメントを介して初期電力レベルＰ１を組織に送達し、次いで１つ又は２つ以上のセグメントにおける組織パラメータ（温度、力／圧力、厚さ）の局所的な感知に基づいて、電力レベルをＰ２まで低下させる。底部のグラフ１３０４は、局所的に感知された組織パラメータに基づいて、クランプアームの左側セグメントに印加された電力ＰＬに対する時間（ｔ）を描写する。発生器５００は、左側セグメントを介してＰ１の初期電力レベルを組織に送達し、次いで組織パラメータ（例えば、温度、力／圧力、厚さ）の局所的な感知に基づいて、電力レベルをＰ３まで上昇させる。底部グラフ１３０４に描写するように、発生器は、組織パラメータ（例えば、温度、力／圧力、厚さ）の感知に基づいて、送達されたエネルギーＰ３を再調整するように構成されている。
図２４は、連続性、温度、圧力などの二次組織パラメータの測定に起因する閾値の調整の一態様を描写するグラフ１４００を例示する。グラフ１４００の水平軸は時間（ｔ）であり、垂直軸は組織インピーダンス（Ｚ）である。曲線１４１２は、異なるエネルギーモダリティが組織に適用されたときの組織インピーダンス（Ｚ）の時間（ｔ）に対する変化を表す。更に図２０〜２２を参照すると、元々の閾値１４０２は、組織が全ての５つのセグメント１〜５（組織ゾーン１〜５）で検出されたときに適用され、調整された閾値１４０４は、組織が組織セグメント１〜３（組織ゾーン１〜３）で検出されたときに適用される。したがって、組織が特定のセグメント（ゾーン）内に位置すると、発生器の制御回路は、それに応じて閾値を調整する。
図２４に示すように、曲線１４１２は、３つの別個のセクション１４０６、１４０８、１４１０を含む。曲線１４１２の第１のセクション１４０６は、ＲＦエネルギーが、組織インピーダンスが調整された閾値１４０４を下回るまで組織ゾーン１〜３内の組織に印加される時間を表す。組織封止が完了していることを示す点１４１４において、組織ゾーン１〜３に適用されるエネルギーモダリティは、ＲＦエネルギーから超音波エネルギーに変化する。次いで、超音波エネルギーが、第２及び第３のセクション１４０８、１４１０に印加され、インピーダンスは、組織が切り離されるか又は切断されるまで指数的に上昇する。
図２５は、フレキシブル回路１５００内に埋め込まれたＲＦ電極及びデータセンサを含むフレキシブル回路１５００の一態様の断面図である。フレキシブル回路１５００は、金属などの導電性材料から作成される、ＲＦクランプアーム１５０２の右又は左部分に取り付けられ得る。ＲＦクランプアーム１５０２の下に、下向きの力／圧力センサ１５０６ａ、１５０６ｂが、ラミネート層１５０４の下に埋め込まれている。横力／圧力センサ１５０８は、下向きの力／圧力センサ１５０６ａ、１５０６ｂ層の下に位置し、温度センサ１５１０は、横力／圧力センサ１５０８の下に位置する。電極１５１２は、発生器に電気的に連結され、ＲＦエネルギーを組織１５１４に印加するように構成されており、温度センサ１５１０の下に位置する。
図２６は、クランプアームと超音波ブレードとの間に位置する組織に加えられた力又は圧力を感知するように構成されたエンドエフェクタ１６００の一態様の断面図である。エンドエフェクタ１６００は、クランプジョー１６０２と、クランプアーム１６０２に固定的に取り付けられたフレキシブル回路１６０４とを備える。クランプアーム１６０２は、力Ｆ１及びＦ２を、可変密度及び厚さの組織１６０６に加え、これらの力は、フレキシブル回路１６０４の異なる層に位置する第１及び第２の力／圧力センサ１６０８、１６１０によって測定され得る。圧縮層１６１２は、第１及び第２の力／圧力センサ１６０８、１６１０の間に挟まれている。電極１６１４は、組織に接触するフレキシブル回路１６０４の外側部分上に位置する。本明細書に記載したように、フレキシブル回路１６０４の他の層は、例えば温度センサ、厚さセンサ等の追加のセンサを備えてもよい。
図２７〜２９は、信号層のフレキシブル回路、センサ配線、及びＲＦエネルギー駆動回路の様々な概略図を例示する。図２７は、フレキシブル回路１７００の信号層の一態様の概略図である。フレキシブル回路１７００は、複数の層を含む（例えば、約４〜約６個の）。１つの層は、集積回路に電力を供給し、別の層は接地を有するであろう。２つの追加の層は、ＲＦ電力ＲＦ１及びＲＦ２を別々に運ぶであろう。アナログマルチプレクサスイッチ１７０２は、Ｉ２Ｃバスを通して制御され得る８つの双方向変換スイッチを有する。ＳＣＬ／ＳＤＡ上流対は、８つの下流対、又はチャネルに拡がる。任意の個々のＳＣｎ／ＳＤｎチャネル又はチャネルの組み合わせは、プログラマブル制御レジスタの内容によって、選択され、決定され得る。上流対ＳＣＬ／ＳＤＡは、発生器内の制御回路に接続される。６つの下流センサがあり、その３つはクランプアームの両側にある。第１の側１７０４ａは、第１の熱電対１７０６ａ、第１の圧力センサ１７０８ａ、及び第１のホール効果センサ１７１０ａを備える。第２の側１７０４ｂは、第２の熱電対１７０６ｂ、第２の圧力センサ１７０８ｂ、及び第２のホール効果センサ１７１０ｂを備える。図２８は、図２７に示すフレキシブル回路１７００のセンサ配線の概略図１７５０である。
図２９は、ＲＦエネルギー駆動回路１８００の一態様の概略図である。ＲＦエネルギー駆動回路１８００は、図２７に関連して記載されたアナログマルチプレクサ１７０２を備える。アナログマルチプレクサは、上流チャネルＳＣＬ／ＳＤＡからの様々な信号を多重化する。電流センサ１８０２は、電源回路のリターン又は接地区間と直列に連結され、電源により供給される電流を測定する。ＦＥＴ温度センサ１８０４は周囲温度で提供される。パルス幅変調（ＰＷＭ）ウォッチドッグタイマ１８０８は、主プログラムが定期的なサービス提供を怠る場合にシステムリセットを自動的に生じさせる。これは、ソフトウェア又はハードウェアの故障のため、これがハングすると、ＲＦエネルギー駆動回路１８００を自動的にリセットするために設けられている。
駆動回路１８０６は、左右のＲＦエネルギー出力部に設けられている。デジタル信号は、発生器の制御回路からアナログマルチプレクサ１７０２のＳＣＬ／ＳＤＡ入力部に提供される。デジタル・アナログ変換器（ＤＡＣ）は、デジタル入力をアナログ出力に変換して、発振器１８１４に連結されたパルス幅変調（ＰＷＭ）回路１８１２を駆動する。ＰＷＭ回路１８１２は、第１のゲート駆動信号１８１６ａを第１のトランジスタ出力段１８１８ａに提供して、第１のＲＦ（左側）エネルギー出力を駆動する。ＰＷＭ回路１８１２はまた、第２のゲート駆動信号１８１６ｂを第２のトランジスタ出力段１８１８に提供して、第２のＲＦ（右側）エネルギー出力を駆動する。
図２７〜２９に関連して記載された回路１７００、１７５０、１８００は、図５〜７に示した発生器２００、３００、４００、５００に電気的に連結される。例えば、回路１７００、１７５０、１８００は、信号調整回路２４４を介して発生器２００に連結されてもよく、インターフェース回路５２０を通して発生器５００に連結されてもよい。
図３０は、事前設定された時間における組織間隙の測定のグラフ表示１９００である。第１のグラフ１９０２は、組織インピーダンスＺに対する時間（ｔ）を表し、ここでは、水平軸は時間（ｔ）を表し、垂直軸は組織インピーダンスＺを表している。第２のグラフ１９０４は、組織間隙における変化Δ間隙に対する時間（ｔ）を表し、ここでは、水平軸は時間（ｔ）を表し、垂直軸は組織間隙における変化Δ間隙を表している。第３のグラフ１９０６は、力Ｆに対する時間（ｔ）を表し、ここでは水平軸は時間（ｔ）を表し、垂直軸は、力Ｆを表している。一定の力Ｆを組織に加えることによって、また待機期間、エネルギーモダリティ（例えば、ＲＦ並びに超音波）、及びモータ制御パラメータを画定するためのインピーダンスＺの問い合わせによって、変位が同時に速度を提供する。３つのグラフ１９０２、１９０４、１９０６を参照して、インピーダンス感知エネルギーは、第１の期間１９０８中に印加され、薄い腸間膜組織（実線）、中程度の厚さの血管組織（破線）、又は厚い子宮／腸組織（鎖線）などの組織の種類を決定する。
第３のグラフ１９０６に示すように、クランプアームは、初期に、それが一定の力１９２４に達するまでゼロから指数的に上昇する力を加える。事前設定された時間ｔ１は、これが、クランプアームの力が一定の力１９２４に達した後、しばらくしてから起こるように選択される。第１及び第２のグラフ１９０２、１９０４に示すように、事前設定された時間ｔ１に達するまで固定力が腸間膜組織に加えられる時間から、組織間隙における変化Δ間隙曲線１９１２は、指数的に減少し、組織インピーダンス曲線１９１８もまた、事前設定された時間ｔ１に達するまで減少する。事前設定された時間ｔ１から、短い遅延１９２８が適用され、その後、治療エネルギーが腸間膜組織にｔＥ１で印加される。
第１及び第２のグラフ１９０２、１９０４に示すように、事前設定された時間ｔ１に達するまで固定力が血管組織に加えられる時間から、組織間隙における変化Δ間隙曲線１９１６は、指数的に減少し、組織インピーダンス曲線１９２０もまた、事前設定された時間ｔ１に達するまで減少する。事前設定された時間ｔ１から、中程度の遅延１９３０が適用され、その後、治療エネルギーが血管組織にｔＥ２で印加される。
第１及び第２のグラフ１９０２、１９０４に示すように、事前設定された時間ｔ１に達するまで固定力が子宮／腸組織に加えられる時間から、組織間隙における変化Δ間隙曲線１９１４は、指数的に減少し、組織インピーダンス曲線１９１４もまた、事前設定された時間ｔ１に達するまで減少する。事前設定された時間ｔ１から、短い遅延１９２８が適用され、その後、治療エネルギーが腸間膜組織にｔＥ１で印加される。
図３１は、薄い、中程度、及び厚い組織の種類に関する、事前設定された力２００８までの時間に対する時間のグラフ２０００である。水平軸は時間（ｔ）を表し、垂直軸は、クランプアームにより組織に加えられた力（Ｆ）を表す。グラフ２０００は、３つの曲線を描写しており、１つは薄い組織２００２についてのものであり、実線で示されており、１つは中程度の厚さの組織２００４についてのものであり、鎖線で示されており、もう１つは厚い組織２００６についてのものであり、破線で示されている。グラフ２０００は、遅延エネルギーモード及び他の制御パラメータを制御するために、組織間隙に代わる手段として、事前設定された力における測定時間を描写する。したがって、厚い組織２００６の事前設定された力２００８にかかる時間はｔ１ａであり、中程度の厚さの組織２００４についての事前設定された力２００８にかかる時間はｔ１ｂであり、薄い組織２００２についての事前設定された力２００８にかかる時間はｔ１ｃである。
力が事前設定された力２００８に達すると、エネルギーが組織に印加される。薄い組織２００２の場合、事前設定されたｔ１ｃに至るまでの時間は、０．５秒超であり、その後、ＲＦエネルギーが、約１〜３秒の通電時間ｔｅで印加される。厚い組織２００６の場合、事前設定されたｔ１ａに至るまでの時間は、０．５秒未満であり、その後、ＲＦエネルギーが、約５〜９秒の通電時間ｔｅで印加される。中程度の厚さの組織２００４の場合、事前設定されたｔ１ｂに至るまでの時間は、約０．５秒であり、その後、ＲＦエネルギーが、約３〜５秒の通電時間ｔｅで印加される。
図３２は、３つの曲線２１０２、２１０４、２１０６のグラフ２１００のグラフ描写であり、第１の曲線２１０２は電力（Ｐ）、電圧（ＶＲＦ）、及び電流（ＩＲＦ）に対する組織インピーダンス（Ｚ）を表し、第２の曲線２１０４及び第３の曲線２１０６は、組織インピーダンス（Ｚ）に対する時間（ｔ）を表す。第１の曲線２１０２は、厚い組織のインピーダンス範囲２１１０及び薄い組織のインピーダンス範囲２１１２についての電力（Ｐ）の印加を例示する。組織インピーダンスＺが増加すると、電流ＩＲＦは減少し、電圧ＶＲＦは増加する。電力曲線Ｐは、それが、電流ＩＲＦ曲線と電圧ＶＲＦ曲線との交点２１１４と一致する最大出力２１０８に達するまで増加する。
第２の曲線２１０４は、測定された組織インピーダンスＺに対する時間（ｔ）を表す。組織インピーダンス閾値限界２１２０は、ＲＦと超音波エネルギーモダリティを切り替えるための交差限界である。例えば、図３２に示すように、ＲＦエネルギーは、組織インピーダンスが組織インピーダンス閾値限界２１２０を上回る間に印加され、超音波エネルギー２１２４は、組織インピーダンスが組織インピーダンス閾値限界２１２０を下回る間に印加される。したがって、第２の曲線２１０４に戻って参照すると、薄い組織の曲線２１１６の組織インピーダンスは、組織インピーダンス閾値限界２１２０を上回ったままであるため、ＲＦエネルギーモダリティのみが組織に適用される。他方では、ＲＦエネルギーは、組織インピーダンスが組織インピーダンス閾値限界２１２０を上回る間に厚い組織に印加され、超音波エネルギーは、組織インピーダンスが組織インピーダンス閾値限界２１２０を下回ったときに組織に印加される。したがって、組織インピーダンスが組織インピーダンス閾値限界２１２０を下回ったときに、エネルギーモダリティは、ＲＦから超音波に切り替わり、組織インピーダンスが組織インピーダンス閾値限界２１２０を突破したときに、エネルギーモダリティは超音波からＲＦに切り替わる。
図３３は、エンドエフェクタ２２００の一態様の平面図である。エンドエフェクタ２２００は、クランプアーム２２０２と、シャフト２２０４とを備える。クランプアーム２２０２は、ピボット点２２０６の周りを旋回し、ピボット角を画定する。図３４は、クランプアーム２２０２及び超音波ブレード２２０８の下層構造を露呈するための部分的切り欠き図を有する、図３３に示すエンドエフェクタ２２００の側面図である。電極２２１０は、クランプアーム２２０２に固定的に取り付けられている。電極２２１０は、発生器に電気的に連結され、ＲＦエネルギーをクランプアーム２２０２と超音波ブレード２２０８との間に位置する組織に印加するように構成されている。図３５は、超音波ブレード及び右と左の電極２２１０ａ、２２１０ｂをそれぞれ露呈するための、図３３、３４に示すエンドエフェクタの部分的断面図である。
図３６は、図３３に示すエンドエフェクタ２２００の断面３６−−３６で切り取られた断面図である。エンドエフェクタ２２００は、発生器により電気的に駆動される超音波トランスデューサと音響的に連結された超音波ブレード２２０８を含む。クランプアーム２２０２は、（操作者の視点から）右側の電極２２１０ａと、左側の電極２２１０ｂとを備える。右側の電極２２１０ａは、第１の幅Ｗ１を画定し、かつ電極２２１０ａと超音波ブレード２２０８との間に第１の間隙Ｇ１を画定する。左側の電極２２１０ｂは、第２の幅Ｗ２を画定し、かつ電極２２１０ｂと超音波ブレード２２０８との間に第２の間隙Ｇ２を画定する。一態様では、第１の幅Ｗ１は、第２の幅Ｗ２よりも小さく、第１の間隙Ｇ１は第２の間隙Ｇ２よりも小さい。図３５を参照すると、軟質ポリマーパッド２２１２は、超音波ブレード２２０８とクランプアーム２２０２との間に位置する。高密度ポリマーパッド２２１４は、軟質ポリマーパッド２２１２に隣接して位置し、超音波ブレード２２０８が電極２２１０ａ、２２１０ｂを短絡することを防止する。一態様では、軟質ポリマーパッド２２１２、２２１４は、例えば、商品名ＴＥＦＬＯＮ（ポリテトラフルオロエチレンポリマー及びコポリマー）として既知のポリマーから作製され得る。
図３７は、図３３に示すエンドエフェクタ２２００の断面３７−−３７で切り取られた断面図である。断面３７−−３７の平面において、エンドエフェクタ２２００は、より薄く、断面３６−−３６よりも大きな曲率を有する。右側の電極２２１０ａは、第３の幅Ｗ３を画定し、かつ電極２２１０ａと超音波ブレード２２０８との間に第３の間隙Ｇ３を画定する。左側の電極２２１０ｂは、第４の幅Ｗ４を画定し、かつ電極２２１０ｂと超音波ブレード２２０８との間に第４の間隙Ｇ４を画定する。一態様では、第３の幅Ｗ３は、第４の幅Ｗ４よりも小さく、第３の間隙Ｇ３は第４の間隙Ｇ４よりも小さい。
図３８は、超音波ブレード２２０８’が異なる幾何学的形状を有することを除いて、図３３に示すエンドエフェクタ２２００の断面３６−−３６で切り取られた断面図である。エンドエフェクタ２２００’は、発生器により電気的に駆動される超音波トランスデューサと音響的に連結された超音波ブレード２２０８’を含む。クランプアーム２２０２’は、（操作者の視点から）右側の電極２２１０ａ’と、左側の電極２２１０ｂ’とを備える。右側の電極２２１０ａ’は、第１の幅Ｗ１を画定し、かつ電極２２１０ａ’と超音波ブレード２２０８’との間に第１の間隙Ｇ１を画定する。左側の電極２２１０ｂ’は、第２の幅Ｗ２を画定し、かつ電極２２１０ｂ’と超音波ブレード２２０８’との間に第２の間隙Ｇ２を画定する。一態様では、第１の幅Ｗ１は、第２の幅Ｗ２よりも小さく、第１の間隙Ｇ１は第２の間隙Ｇ２よりも小さい。高密度ポリマーパッド２２１４’は、軟質ポリマーパッド２２１２’に隣接して位置し、超音波ブレード２２０８’が電極２２１０ａ’、２２１０ｂ’を短絡することを防止する。一態様では、軟質ポリマーパッド２２１２’、２２１４’は、例えば、商品名ＴＥＦＬＯＮ（ポリテトラフルオロエチレンポリマー及びコポリマー）として既知のポリマーから作製され得る。
図３９は、超音波ブレード２２０８’が異なる幾何学的形状を有することを除いて、図３３に示すエンドエフェクタ２２００の断面３７−−３７で切り取られた断面図である。断面３７−−３７の平面において、エンドエフェクタ２２００’は、より薄く、断面３６−−３６におけるエンドエフェクタ２２００’よりも大きな曲率を有する。右側の電極２２１０ａ’は、第３の幅Ｗ３を画定し、かつ電極２２１０ａ’と超音波ブレード２２０８’との間に第３の間隙Ｇ３を画定する。左側の電極２２１０ｂ’は、第４の幅Ｗ４を画定し、かつ電極２２１０ｂ’と超音波ブレード２２０８’との間に第４の間隙Ｇ４を画定する。一態様では、第３の幅Ｗ３は、第４の幅Ｗ４よりも小さく、第３の間隙Ｇ３は第４の間隙Ｇ４よりも小さい。
図４０は、超音波ブレード２２０８”が異なる幾何学的形状を有することを除いて、図３３に示すエンドエフェクタ２２００の断面３６−−３６で切り取られた断面図である。エンドエフェクタ２２００”は、発生器により電気的に駆動される超音波トランスデューサと音響的に連結された超音波ブレード２２０８”を含む。クランプアーム２２０２”は、（操作者の視点から）右側の電極２２１０ａ”と、左側の電極２２１０ｂ”とを備える。右側の電極２２１０ａ”は、第１の幅Ｗ１を画定し、かつ電極２２１０ａ”と超音波ブレード２２０８”との間に第１の間隙Ｇ１を画定する。左側の電極２２１０ｂ”は、第２の幅Ｗ２を画定し、かつ電極２２１０ｂ”と超音波ブレード２２０８”との間に第２の間隙Ｇ２を画定する。一態様では、第１の幅Ｗ１は、第２の幅Ｗ２よりも小さく、第１の間隙Ｇ１は第２の間隙Ｇ２よりも小さい。高密度ポリマーパッド２２１４”は、軟質ポリマーパッド２２１２”に隣接して位置し、超音波ブレード２２０８”が電極２２１０ａ”、２２１０ｂ”を短絡することを防止する。一態様では、ポリマーパッド２２１２”、２２１４”は、例えば、商品名ＴＥＦＬＯＮ（ポリテトラフルオロエチレンポリマー及びコポリマー）として既知のポリマーから作製され得る。
図４１は、超音波ブレード２２０８”が異なる幾何学的形状を有することを除いて、図３３に示すエンドエフェクタ２２００の断面３７−−３７で切り取られた断面図である。断面３７−−３７の平面において、エンドエフェクタ２２００”は、より薄く、断面３６−−３６におけるエンドエフェクタ２２００’よりも大きな曲率を有する。右側の電極２２１０ａ”は、第３の幅Ｗ３を画定し、かつ電極２２１０ａ”と超音波ブレード２２０８”との間に第３の間隙Ｇ３を画定する。左側の電極２２１０ｂ”は、第４の幅Ｗ４を画定し、かつ電極２２１０ｂ”と超音波ブレード２２０８”との間に第４の間隙Ｇ４を画定する。一態様では、第３の幅Ｗ３は、第４の幅Ｗ４よりも小さく、第３の間隙Ｇ３は第４の間隙Ｇ４よりも小さい。
本明細書に記載される外科用器具はまた、発生器により送達されるエネルギーが、外科用器具のエンドエフェクタにより治療される組織の種類及び組織の様々な特性に基づいて動的に変化されることを可能にする特徴部を含むことができる。一態様では、外科用器具のエンドエフェクタに送達される、発生器１０２、２００、３００、４００、５００（図１〜３及び４〜８）などの発生器からの出力を制御するための技法は、発生器からのエネルギープロファイルが、外科用器具のエンドエフェクタにより作用がもたらされる組織の種類に基づいて、処置中に動的に変化されることを可能にする組織の種類を表す入力を含み得る。
本明細書に開示されるように、組織の種類に基づいて発生器を制御するための技法が提供され得る。様々な技法を使用して、発生器から送達されるエネルギーが、外科用器具により治療される組織の種類に基づいて動的に変化することを可能にするように電力プロファイルを選択することができる。
図４２Ａは、クランプアーム２３０２と、超音波ブレード２３０４とを備え、クランプアーム２３０２が電極２３０６を含む、エンドエフェクタ２３００を例示する。エンドエフェクタ２３００は、図１〜３で言及した外科用器具１０４、１０６、１０８のうちの１つで使用され得る。エンドエフェクタ１２２、１２４、１２５に加えて、外科用器具１０４、１０６、１０８は、それぞれ、ハンドピース１０５、１０７、１０９と、シャフト１２６、１２７、１２９を含む。エンドエフェクタ１２２、１２４、１２５は、組織を圧縮、切断、又は封止するために使用されてもよい。図４２Ａを参照すると、図１〜３に示すエンドエフェクタ１２２、１２４、１２５と同様のエンドエフェクタ２３００は、圧縮、切断、又はステープル留めの前に、医師により、組織２３０８を包囲するように位置付けられてもよい。図４２Ａに示すように、エンドエフェクタ２３００を使用する準備をしている間、組織に圧縮が加えられなくてもよい。図４２Ａに示すように、組織２３０８は、クランプアーム２３０２と超音波ブレード２３０４との間で圧縮下にはない。
次に、図４２Ｂを参照すると、外科用器具のハンドル上のトリガを係合させることによって、医師は、エンドエフェクタ２３００を使用して組織２３０８を圧縮してもよい。一態様では、組織２３０８は、図４２Ｂに示すように、その最大閾値まで圧縮されてもよい。図４２Ａに示すように、組織２３０８は、クランプアーム２３０２と超音波ブレード２３０４との間で最大圧縮下にある。
図４３Ａを参照すると、様々な力が、エンドエフェクタ２３００によって組織２３０８に加えられてもよい。例えば、組織２３０８がエンドエフェクタ２３００のクランプアーム２３０２と超音波ブレード２３０４との間で圧縮されると、それによって垂直力Ｆ１及びＦ２が加えられてもよい。次に、図４３Ｂを参照すると、エンドエフェクタ２３００によって圧縮されると、様々な斜め方向及び／又は横方向の力も組織２３０８に加えられてもよい。例えば、力Ｆ３が加えられてもよい。外科用器具１０４、１０６、１０８などの医療用装置を操作するために、エンドエフェクタによって組織に加えられている様々な形態の圧縮を検出又は算出することが望ましいことがある。例えば、垂直方向又は横方向の圧縮の理解は、エンドエフェクタがステープル動作をより精密又は正確に適用することを可能にし得るか、又は外科用器具をより適切又は安全に使用することができるような外科用器具の情報を操作者に与え得る。
一形態では、歪みゲージを用いて、図４２Ａ〜Ｂ及び４３Ａ〜Ｂに示すエンドエフェクタにより組織２３０８に加えられた力を測定することができる。歪みゲージは、エンドエフェクタ２３００に連結され、エンドエフェクタ２３００により治療される組織２３０８に及ぼす力を測定することができる。ここでまた図４４を参照すると、図４４に例示する態様では、組織２３０８に加えられた力を測定するためのシステム２４００は、例えば、マイクロ歪みゲージなどの歪みゲージセンサ２４０２を備え、組織の圧縮の指標であり得る、固定動作中に図４３Ａ〜Ｂのクランプアーム２３０２などのエンドエフェクタのクランプアームに及ぼされた、例えば歪みの振幅などのエンドエフェクタ２３００の１つ又は２つ以上のパラメータを測定するように構成されている。測定された歪みは、デジタル信号に変換され、マイクロコントローラ２４０８のプロセッサ２４１０に提供される。負荷センサ２４０４は、エンドエフェクタ２３００のクランプアーム２３０２と超音波ブレード２３０４との間に捕捉された組織２３０８を切断するように超音波ブレード２３０４を動作させるための力を測定することができる。磁界センサ２４０６は、捕捉された組織２３０８の厚さを測定するために用いることができる。磁界センサ２４０６の測定値もまた、デジタル信号に変換され、プロセッサ２４１０に提供される。
上記に加えて、フィードバックインジケータ２４１４もまた、マイクロコントローラ２４０８と通信するように構成され得る。一態様では、フィードバックインジケータ２４１４は、図１〜３に示すものなどの外科用器具のハンドル内に配設され得る。あるいは、フィードバックインジケータ２４１４は、例えば、外科用器具のシャフト組立体内に配設することができる。任意の事象において、マイクロコントローラ２４０８は、フィードバックインジケータ２４１４を用いて、外科用器具の操作者に、例えば、エンドエフェクタに組織をきつく固定するために使用される、発射トリガの選択された位置などの手動入力の妥当性に関するフィードバックを提供することができる。そのためには、マイクロコントローラ２４０８は、クランプアーム２３０２及び／又は発射トリガの選択された位置を評価し得る。センサ２４０２、２４０４、及び２４０６によってそれぞれ測定されるような、組織２３０８の圧縮、組織２３０８厚さ、及び／又はエンドエフェクタ２３００を閉鎖させるために要する力の測定値は、発射トリガの選択された位置、及び／又はエンドエフェクタの速度の対応する値を特徴付けるために、マイクロコントローラ２４０８によって使用することができる。一例では、メモリ２４１２は、評価においてマイクロコントローラ２４０８によって用いることができる技法、式、及び／又はルックアップテーブルを格納することができる。
本明細書に記載される発生器１０２、２００、３００、４００、５００（図１〜３及び４〜８）、外科用器具１０４、１０６、１０８（図１〜３）、及びエンドエフェクタ１２２、１２４、１２５、７００、８００、９００、１０００、１１００、１２００、２２００、２２００’、２２００”、２３００（図１〜３、１４〜２２、３３〜４３Ｂ）は、以下に記載される技法及びプロセスに従って外科的処置を行うために、単独で、又は組み合わせて使用されてもよい。それでもやはり、簡潔かつ明確にするために、外科的処置は、多機能外科用器具１０８及び発生器５００を参照して説明される。多機能外科用器具１０８は、クランプアーム１４５と、超音波ブレード１４９とを含むエンドエフェクタ１２５を備える。エンドエフェクタ１２５は、以下に記載されるように、ＲＦエネルギーを組織に印加するための電極、温度センサ、力／圧力センサ、及び間隙測定センサを提供するために、エンドエフェクタ１２２、１２４、１２５、７００、８００、９００、１０００、１１００、１２００、２２００、２２００’、２２００”、２３００のうちのいずれか１つの構造的又は機能的な特徴部のうちのいずれかを有するように構成されてもよい。
組み合わせＲＦ／超音波外科用器具においてＲＦエネルギーで組織を封止し、超音波エネルギーで組織を切断するための技法
一態様では、本開示は、発生器１０２、２００、３００、４００、５００（図１〜３及び４〜８）のうちのいずれか１つなどの発生器からの出力を制御して、組織をＲＦエネルギーで封止し、かつ組織を超音波エネルギーで切断するための技法を提供する。外科用器具のエンドエフェクタに送達される電力は、組織パラメータのフィードバックを表す入力を含み得る。組織をＲＦエネルギーで封止し、かつ組織を超音波エネルギーで切断するために、発生器からのエネルギープロファイルは、組織パラメータに基づいて調整され得る。開示の簡潔性及び明瞭性のために、組織をＲＦエネルギーで封止し、かつ組織を超音波エネルギーで切断するために、発生器の出力を制御するための技法は、図８の発生器５００に連結された図２の外科用器具１０８を参照して説明されるであろうが、本明細書に記載される器具、発生器、及びエンドエフェクタの他の構成が、本開示の範囲から逸脱することなく容易に置き換えられ得ることが理解されよう。
様々な態様では、本開示は、ＲＦエネルギーを利用して組織及び／又は血管を封止し、封止が完了した適切な時点で超音波エネルギーを駆動するように切り替えて、切断し、処置を終了するための技法を提供する。切り替え点は、組織インピーダンス測定データ、神経回路網、及び／又はベクトルマシンを利用することによって決定することができるが、クレームに記載された対象の範囲から逸脱することなく、他の方法が使用されてもよい。組織インピーダンスは、本明細書で論議されるＲＦエネルギー信号を利用することによって測定されてもよい。神経回路網アプローチは、組織インピーダンス（ＲＦ信号によって測定される）、初期組織インピーダンス（ＲＦ信号によって測定される）、処置に投入されたジュールでのエネルギー、処置時間、初期クランプジョー開口部、現在のジョー開口部、及び／又は組織インピーダンス変化率などであるが、これらに限定されないいくつかの因子を考慮に入れることができる。特にコンピュータ化された処理工程による、計算又は他の問題解決操作に従うべき「ベクトルマシン」及び／又は他の処理工程若しくは一連のルールを利用して、処置時間及び封止の質を最適化することができる。
組織のインピーダンスに基づいて、ＲＦエネルギーと超音波エネルギーとを切り替えるための技法
一態様では、本開示は、組織インピーダンスに基づいて、ＲＦエネルギーと超音波エネルギーとを切り替えるための技法を提供する。発生器１０２、２００、３００、４００、５００（図１〜３及び４〜８）などの発生器からの出力は、外科用器具のエンドエフェクタに供給され、組織インピーダンスに基づいて制御され得る。発生器からの出力のエネルギープロファイルは、外科用器具のエンドエフェクタのクランプジョーと超音波ブレードとの間に固定された組織を治療するために、組織インピーダンスに基づいて、ＲＦエネルギーモダリティと超音波エネルギーモダリティとの間で動的に切り替えられる。開示の簡潔性及び明瞭性のために、組織インピーダンスに基づいてＲＦエネルギーと超音波エネルギーとを切り替えるための技法は、図８の発生器５００に連結された図２の外科用器具１０８を参照して説明されるであろうが、本明細書に記載される器具、発生器、及びエンドエフェクタの他の構成が、本開示の範囲から逸脱することなく容易に置き換えられ得ることが理解されよう。
以下の説明は、処置中に、組織インピーダンスを測定し、組織インピーダンスに基づいてＲＦエネルギーモダリティと超音波エネルギーモダリティとの間で発生器のエネルギープロファイルを動的に切り替えるための技法を提供する。より良好な封止を提供するために、器具１０８を組織に適用する間に、器具が組織凝固モードから組織切断モードまで移行するように、「組み合わせ」ＲＦ／超音波器具１０８を動作させることが望ましいことがある。ＲＦ（凝固又は封止）モードから超音波（切断又は離断）モードまで自動的に移行するための方法が開示される。様々なＲＦ封止技法において、組織インピーダンスを、「終端」インピーダンスと呼ばれる特定のレベルまで駆動させる目的で、ＲＦエネルギーが印加される。ＲＦ封止技法が、組織インピーダンスをこの終端インピーダンスまで駆動させることができる場合に、適切な封止が達成されることが立証されている。
外科用器具１０８のエンドエフェクタ１２５により治療される組織インピーダンスを決定するために、組織インピーダンスが算出されねばならない。算出された組織インピーダンスは、以下により詳細に論じられるように、閾値と比較される。算出された組織インピーダンスは、組織インピーダンスが閾値レベルに達したときに、エネルギーがＲＦエネルギーと超音波エネルギーとの間で切り替わることを可能にするために、発生器５００から外科用器具１０８まで送達されるエネルギーを制御するための技法によって使用される。一形態では、組織インピーダンスは、電圧測定値を電流測定値で割ることによって説明される。より具体的には、インピーダンスは、電圧ベクトルと電流ベクトルとの比であり、組織特性、並びに加えられた刺激の周波数及びスペクトルの両方に依存する、実成分Ｒ及び虚数成分Ｘを有する、複素数をもたらす。この数はまた、大きさ、｜Ｚ｜及び位相の形態で表され得る。組織インピーダンスのほとんどの算出は、電圧と電流との間の相差の小さい寄与を無視し、インピーダンスベクトル｜Ｚ｜の大きさが、インピーダンスの実成分Ｒに本質的と同等であると推定する。説明の目的上、組織インピーダンスを示すＲ及びＺという用語は、同義的に使用されるが、組織インピーダンスの感知は、インピーダンスベクトルが、一般的な形態であることを示唆し、かつ組織特性の決定、エネルギー送達の制御などのために、このベクトルの大きさ、相、実及び虚数成分の任意の組み合わせが、本開示によって示唆されることに留意されたい。
例えば、ＲＦエネルギーと超音波エネルギーとの間を自動的に移行することができる外科用器具１０８を利用するとき、ＲＦエネルギーは、エンドエフェクタ１０８を利用して組織に印加され、組織の組織インピーダンスを、終端インピーダンスなどの特定のレベルまで駆動させることができる。終端インピーダンスはＲＦエネルギーが組織の適切な凝固を達成したことを保証する、組織のインピーダンスレベルである。
図４５は、ＲＦエネルギーを利用して、適切な組織封止が達成される終端インピーダンスを示している、時間（秒）の関数としての組織インピーダンス｜Ｚ｜（オーム）として表された組織インピーダンス機能２５００のグラフ表示である。組織インピーダンス機能２５００は、適切な組織封止が、ＲＦエネルギーを利用して達成される終端インピーダンスＺＴ ２５１６を示す。時間を秒で横軸に沿って示し、インピーダンスをオームで縦軸に沿って示す。組織インピーダンス機能２５００は、３つのセクションで説明され得る。第１セクション２５０２では、組織インピーダンス機能２５００は、ＲＦエネルギーが組織に印加された直後の時間から、組織インピーダンスが、第２セクション２５０４に示した最小値まで下降する時間までの組織の初期インピーダンス２５０８を表す。組織インピーダンス機能２５００の第１セクションにおいて、組織インピーダンスは、初期値２５０８から下降し、減少する、例えば、負の勾配を有し、その後、組織インピーダンスは第１の変曲点２５１０に達し、組織インピーダンス機能２５００の第２のセクション２５０４における最小インピーダンス２５１２に安定化し、ここでは、組織インピーダンス機能平坦部２５００は平らになる。エネルギーがある特定の時間（例えば、図示するように４．５秒）にわたって組織に印加された後に、組織の含水量は蒸発して、組織の乾燥を引き起こし、組織インピーダンス機能２５００の第３セクション２５０６における第２の変曲点２５１４で、組織インピーダンスが上昇し始め、例えば正の勾配を有し、その後、組織インピーダンスが所定の終端インピーダンス２５１６に達し、この時点で、エンドエフェクタへのＲＦエネルギーは遮断される。第３セクション２５０６における組織インピーダンス機能２５００の最後の部分２５１８（破線で図示）は、ＲＦエネルギーが、終端インピーダンス２５１６のポイントで遮断される代わりに連続して印加されるべき場合に結果として生じる組織インピーダンスＺの増加を表す。組織インピーダンス機能２５００は、その特徴的な形状のために、組織封止プロセスにおける「浴槽」ゾーンと称され得る。
終端インピーダンス２５１６に達すると、発生器５００は、エンドエフェクタ１２５へのＲＦエネルギーの送達から超音波エネルギーの送達に切り替えることができる。終端インピーダンス２５１６は、電極及び圧縮特性に基づく固定値であり得るか、又は終端インピーダンスは、把持された組織の量、初期インピーダンス、及び最小値インピーダンスなどの把持及び凝固サイクル中に測定される因子に依存する変数であり得る。それはまた、インピーダンスの様々な勾配、最小インピーダンス等の凝固サイクル中の様々な時点におけるエネルギー送達、及び／又は変曲点、並びにこれらの組み合わせに依存する、変数でもあり得る。
図４６は、発生器５００が、所定の終端インピーダンスに達する際に、ＲＦエネルギーと超音波エネルギーとを切り替えるように制御するための論理フロー図２６００である。本明細書に記載されるように、論理フロー図２６００は、発生器５００、外科用器具１０８、又はこれらの組み合わせにおいて実施されてもよい。ここで図４６に示す論理フロー図を参照すると、プロセッサ５０２は、本明細書に記載されるように、組織インピーダンスを決定する。例えば、プロセッサ５０２は、図８に示すように、ＥＮＥＲＧＹ２／ＲＥＴＵＲＮとラベルされた端子を超えて連結された第２の電圧感知回路５２４の出力を、電力変圧器５０８の二次側のＲＥＴＵＲＮ区間と直列に配設された電流感知回路５１４の出力で除することによって、組織インピーダンスを決定してもよい。最初に、外科用器具１０８のエンドエフェクタ１２５は、組織上で閉じられており（２６０２）、エンドエフェクタ１２５は、発生器５００からのＲＦエネルギーで起動される。発生器５００から組織に送達されるＲＦエネルギーを制御するための技法は、ＲＦエネルギーを使用して組織封止を成し遂げるために適用される（２６０４）。この技法は、以下に図６４に関連して記載されるように、発生器５００のプロセッサ５０２によって、複合負荷曲線（ＣＬＣ）テーブルを選択及び適用することを含んでもよい。プロセッサ５０２は、組織インピーダンスを閾値と比較し（２６０６）、組織インピーダンスが終端インピーダンスに達しているかどうかを判定し、この時点で、発生器５００は、組織を凝固又は封止するためのＲＦエネルギーから組織を切断するための超音波エネルギーに切り替えることができる。終端インピーダンスに達するまでは、プロセッサ５０２は、いいえ（ＮＯ）分岐に沿って進み、波形発生器５４０又は増幅器５０６がＲＦエネルギーをエンドエフェクタ１２５に送達し続ける（２６０４）ように信号を送る。終端インピーダンスに達したときに、プロセッサ５０２は、はい（ＹＥＳ）分岐に沿って進み、波形発生器５０４又は増幅器５０６がＲＦエネルギーの送達（ＥＮＥＲＧＹ２／ＲＥＴＵＲＮ）を停止し、超音波エネルギーの送達（ＥＮＥＲＧＹ１／ＲＥＴＵＲＮ）に切り替える（２６０８）ように信号を送る。超音波エネルギーを用いる組織切断の完了時には、組織は、エンドエフェクタ１２５から解放される（２６１０）。
図４７Ａ及び４７Ｂは、発生器５００から外科用器具１０８のエンドエフェクタ１２５に送達される、ＲＦ及び超音波の両方のエネルギーの例示のグラフを示す。本明細書に記載される技法は、ＲＦエネルギーから超音波エネルギーに自動的に切り替わり、組織の切断を行うように、ＲＦエネルギー及び超音波エネルギーを制御するために使用され得る。組み合わせＲＦ及び超音波外科用器具１０８は、次いで、図４７Ａ及び４７Ｂで図式的に描写された技法を使用して、ＲＦエネルギーをエンドエフェクタ１２５の電極に送達及び制御するであろう。終端パルス２７０６（図４７Ａ）の終わりに、発生器５００は、超音波モードに自動的に切り替わり、組織切断を行うことができる。
特に、図４７Ａは、時間の関数として表された、発生器のＲＦ電力２７０２機能及びＲＦ組織インピーダンス機能２７０４のグラフ表示２７００である。ＲＦ電力機能２７０２は、発生器５００から外科用器具１０８のエンドエフェクタ１２５まで送達される。電力（ジュール）を、左縦軸に沿って示し、組織インピーダンス（オーム）を右縦軸に沿って示し、時間（秒）を横軸に沿って示している。図４７Ｂは、時間の関数として表された、ＲＦ電圧機能２７５２及びＲＦ電流機能２７５４のグラフ表示２７５０である。ＲＦ電圧及び電流機能２７５２、２７５４は、発生器５００から外科用器具１０８のエンドエフェクタ１２５内の電極まで送達されるＲＦ電力及びインピーダンス機能２７０２、２７０４と一致する。ＲＦ電圧（Ｖ）を、左縦軸に沿って示し、ＲＦ電流（ｍＡ）を右縦軸に沿って示し、時間（秒）を横軸に沿って示している。ＲＦ電力機能２７０２並びにＲＦ組織インピーダンス機能２７０４及びＲＦ電圧並びにＲＦ電流機能２７５２、２７５４のグラフ表示２７００、２７５０は、２つの別個のグラフで示されているが、全ての４つの機能２７０２、２７０４、２７５２、２７５４が、組織インピーダンス及び発生器５００の制御回路によって実行される技法に応答して同時に発生することが理解されよう。
ＲＦ電力機能２７０２、ＲＦ組織インピーダンス機能２７０４、ＲＦ電圧機能２７５２、及びＲＦ電流機能２７５４のグラフ表示２７００は、３つの別個のモードに分割される。モード１では、発生器５００はＲＦ電力機能２７０２を、エンドエフェクタ１２５のクランプジョー１４５と超音波ブレード１４９との間に固定された組織と接触する電極に送達する。モード１では、組織インピーダンスは低く、発生器５００からの高ＲＦ電流２７５４を必要とする。したがって、ＲＦ電流２７５２がパルスされると、ＲＦ電圧２７５４は、その公称出力レベル未満に下降する。ＲＦ電力２７０２が組織に供給される間に、発生器５００は、適切な封止を成し遂げるために、制御回路が組織に供給されるＲＦ電力２７０２を管理するモード２に入る。一態様では、モード２の間に、プロセスは、以下に図６４に関連して記載されるように、発生器５００のプロセッサ５０２によって、複合負荷曲線（ＣＬＣ）テーブルを選択及び適用することを含んでもよい。モード１及び２においてＲＦ電力機能２７０２が組織に印加されると、組織は封止し始めて、プロセス中に発生した熱のために水分が組織から蒸発し、組織インピーダンスを増大させる。これは、図４５で組織インピーダンス機能２５００に関連して先に記載したように、「浴槽」ゾーンとして知られる。図４７Ｂに戻ると、発生器５００は、組織インピーダンスが、ＲＦ組織インピーダンス機能２７０４の終端インピーダンス２７０６に達するときに、モード３に入る。モード３では、プロセッサ５０２が、波形発生器５０４に、ＲＦエネルギーを使用して、組織インピーダンスを測定させ、また超音波エネルギーを使用して超音波ブレード１４９に組織を切断させるように信号を送る。モード３における超音波切断期中に、非治療的なＲＦ電力機能２７０２が組織に印加され、組織インピーダンスを測定してもよい。
図４７Ｃは、図４７Ａ及び４７Ｂに示した、発生器から外科用器具のエンドエフェクタに送達される電力機能２７０２、インピーダンス機能２７０４、電圧機能２７５２、及び電流機能２７５３の時間の関数としてのグラフ表示２７７５である。
組み合わせ超音波／ＲＦ外科用器具のための同時制御技法
一態様では、本開示は、発生器１０２、２００、３００、４００、５００（図１〜３及び４〜８）などの発生器からの出力を制御するための技法を提供する。外科用器具のエンドエフェクタに供給される電力は、外科用器具のエンドエフェクタのクランプジョーと超音波ブレードとの間に固定された組織を治療するために、ＲＦエネルギーモダリティ及び超音波エネルギーモダリティの同時起動を含み得る。開示の簡潔性及び明瞭性のために、ＲＦエネルギーモダリティ及び超音波エネルギーモダリティの同時起動のための技法は、図８の発生器５００に連結された図２の外科用器具１０８を参照して説明されるであろうが、本明細書に記載される器具、発生器、及びエンドエフェクタの他の構成が、本開示の範囲から逸脱することなく容易に置き換えられ得ることが理解されよう。
以下の説明は、外科用器具のエンドエフェクタのクランプジョーと超音波ブレードとの間に固定された組織を治療するために、ＲＦエネルギーモダリティ及び超音波エネルギーモダリティの同時起動のための技法を提供する。開示の簡潔性及び明瞭性のために、異なるエネルギーモダリティの同時起動は、図８の発生器５００に連結された図２の外科用器具１０８を参照して説明されるであろうが、本明細書に記載される器具、発生器、及びエンドエフェクタの他の構成が、本開示の範囲から逸脱することなく容易に置き換えられ得ることが理解されよう。
ＲＦエネルギー及び超音波エネルギーの両方を送達することができる外科用器具１０８には多くの利点がある。１つの器具１０８内に両方のモダリティを有することによって、器具１０８は、より強固な封止を作り出すことができ、別個のナイフを必要とすることなく切断を行うこともできる。以下の開示は、様々な血管を封止するために使用することができる複数の同時エネルギー送達技法を提供する。
広くは、本開示は、ＲＦエネルギーモダリティ及び超音波エネルギーモダリティの両方の同時起動が可能な外科用器具１０８及び発生器５００を提供する。ＲＦエネルギーモダリティ及び超音波エネルギーモダリティの両方の同時起動は、ＲＦエネルギーモダリティ及び超音波エネルギーモダリティの両方の送達が可能な単一の発生器、２つの別個の発生器、又は単一ポートを介してＲＦエネルギーモダリティ及び超音波エネルギーモダリティの両方の送達が可能な単一ポートの発生器５００を利用して実施されてもよい。同時技法の複数の構成が開示される。一態様では、技法はＣＬＣテーブルを利用してＲＦ封止技法を実施し、それと同時に、超音波エネルギーが定電力レベルで起動される。したがって、ＲＦ ＣＬＣテーブルは、超音波エネルギーが送達されるのと同時に起動される。一態様では、本技法は、図６４に従ってＣＬＣテーブルプロセスを選択及び適用する。
封止のみのモード中に、ＲＦエネルギー及び超音波エネルギーの両方に対する電力投入は、ＲＦ終端インピーダンスに達した時点で停止し、したがって、不注意に組織を切開するリスクを防止する。ＲＦエネルギー及び超音波エネルギーの同時起動の利点は、超音波エネルギーが超音波ブレード１４９を熱くして、熱超音波ブレード１４９と電極との間の質量部における差の低減をもたらす助けとなることである。
特に、図４８は、異なるエネルギーモダリティの同時起動を組織に適用するプロセスの一態様の論理フロー図２８００である。本明細書に記載されるように、論理フロー図２８００は、発生器５００、外科用器具１０８、又はこれらの組み合わせにおいて実施されてもよい。ここで論理フロー図２８００を参照すると、組織は、外科用器具１０８のエンドエフェクタ１２５のクランプアーム１４５と超音波ブレード１４９との間に固定されており、次いで、発生器５００は同時エネルギーモダリティを適用する。ＲＦエネルギー送達プロセス２８０２を論理フロー図２８００の左側に示し、超音波エネルギー送達プロセス２８１２を右側に示す。組織がクランプジョー１４５と超音波ブレード１４９との間に固定されると、プロセッサ５０２は、波形発生器５０４に、ＲＦエネルギーを起動させ（２８０４）、かつ超音波エネルギーを低電力レベルで起動させる（２８１４）ように信号を送る。ＲＦエネルギーが起動されると（２８０４）、プロセッサ５０２は、波形発生器５０４に、ＲＦ係止技法を供給して（２８０６）、超音波エネルギーを低電力レベルの起動で維持させるように（２８１６）信号を送る。一態様では、発生器５００によって適用される封止技法は、図６４に記載されるプロセスに従ってＣＬＣテーブルを選択及び適用することを伴う。図４８に戻って参照すると、ＲＦ封止技法の適用（２８０６）中に、プロセッサ５０２は、組織インピーダンスを監視し、終端インピーダンスに達したときを判定する。終端インピーダンスに達したとき（２８０８）、フィードバックがプロセッサ５０２に信号送信され（２８１８）、超音波電力供給を停止する。その後、プロセッサ５０２は、波形発生器５０４に、ＲＦ電力を停止させ（２８１０）、超音波電力を停止させる（２８２０）ように信号を送る。先に論じたように、プロセッサ５０２は、第２の電圧感知回路５２４の出力を電流感知回路５１４の出力で除することによって、ＲＦ組織インピーダンスを測定する。
図４９は、第１及び第２の終端インピーダンスを例示するために、図４８の論理フロー図２８００に関連して、時間（秒）の関数としてのＲＦ組織インピーダンス（オーム）として表されたＲＦ組織インピーダンス機能２９０２のグラフ表示２９００である。先に述べたように、ＲＦエネルギー及び超音波エネルギーの同時起動の利点は、超音波エネルギーがブレードを熱くして、ブレードと電極との間の質量部における差の低減をもたらす助けとなることである。図４９のグラフ表示２９００において、横軸は時間（分）であり、縦軸はＲＦ組織インピーダンス（オーム）である。ＲＦ組織インピーダンス機能２９０２の第１の部分２９０４は、図６４に関連して記載されるＲＦエネルギー封止プロセスの適用及び定超音波電力と一致する。この組織インピーダンスは、ＲＦエネルギーを利用する組織封止プロセス中に監視される。組織インピーダンスが第１の終端インピーダンス２９０６に達するとき、超音波電力は停止され、組織インピーダンスが第２の周端インピーダンス２９０８に達するとき、ＲＦ電力は停止され、封止された組織を切開してしまうことを回避する。
図５０は、図４８及び４９に関連して記載されたＲＦエネルギー及び超音波エネルギーモダリティの同時起動を利用して血管３０００内に作製された封止３００２の質の例を示す。ＲＦエネルギー及び超音波エネルギーの同時起動の利点は、超音波エネルギーが超音波ブレード１４９を熱くして、熱超音波ブレード１４９とクランプアーム１４５内の電極との間の質量部における差の低減をもたらす助けとなることである。ＲＦモダリティ及び超音波モダリティの両方を利用する非同時起動封止サイクル中には、エンドエフェクタ１２５のジョーの両側で熱質量部が変化する状態で強固な封止をもたらすという課題が生じる。以下の図５１及び５２に示す箱ひげ図は、同時エネルギーモダリティ技法を起動することの上述した組織効果の利点（超音波ブレード１４９及び電極を同時に加熱すること）を実証する。
図５１は、（１）ＲＦエネルギー及び超音波エネルギーの同時印加と、（２）図４８〜５０に関連して記載されたＲＦエネルギーのみの印加とを利用して作製された頚動脈封止の破裂圧力の箱ひげ図の図形３１００比較である。エネルギーモダリティを、横軸に沿って示し、第１及び第２の箱ひげ図３１０２、３１０４によって表された２つの頸動脈封止の破裂圧力（ｍｍＨｇ）を、縦軸に沿って示す。横軸に沿って、第１の箱ひげ図３１０２は、同時ＲＦ／超音波エネルギーを利用して作製された頸動脈封止を表し、第２の箱ひげ図３１０４は、ＲＦエネルギーのみを利用して作製された頸動脈封止を表す。第１及び第２の箱ひげ図３１０２、３１０４は、超音波ブレード１４９及び電極を同時に加熱することが、図５０に示す質の高い組織封止３００２を提供する、図４８の論理フロー図２８００によって描写されるＲＦ／超音波エネルギーモダリティの同時適用によってもたらされた組織効果の利点を実証している。
図５２は、（１）ＲＦエネルギー及び超音波エネルギーの同時印加と、（２）図４８〜５０に関連して記載されたＲＦエネルギーのみの印加とを利用して作製された頚動脈束封止の破裂圧力の箱ひげ図の図形３２００比較である。エネルギーモダリティを、横軸に沿って示し、第１及び第２の箱ひげ図３２０２、３２０４によって表された２つの頸動脈束封止の破裂圧力（ｍｍＨｇ）を、縦軸に沿って示す。横軸に沿って、第１の箱ひげ図３２０２は、同時ＲＦ／超音波エネルギーを利用して作製された頸動脈束封止を表し、第２の箱ひげ図３２０４は、ＲＦエネルギーのみを利用して作製された頸動脈封止を表す。第１及び第２の箱ひげ図３２０２、３２０４は、超音波ブレード１４９及び電極を同時に加熱することが、図５０に示す質の高い組織封止３００２を提供する、図４８の論理フロー図２８００によって描写されるＲＦ／超音波エネルギーモダリティの同時適用によってもたらされた組織効果の利点を実証している。
図５３は、（１）ＲＦエネルギー及び超音波エネルギーの同時印加と、（２）図４８〜５０に関連して記載されたＲＦエネルギーのみの印加とを利用して作製された甲状頚動脈封止の破裂圧力の箱ひげ図の図形３３００比較である。エネルギーモダリティを、横軸に沿って示し、第１及び第２の箱ひげ図３３０２、３３０４によって表された２つの甲状頸動脈封止の破裂圧力（ｍｍＨｇ）を、縦軸に沿って示す。横軸に沿って、第１の箱ひげ図３３０２は、同時ＲＦ／超音波エネルギーを利用して作製された甲状頸動脈封止を表し、第２の箱ひげ図３３０４は、ＲＦエネルギーのみを利用して作製された甲状頸動脈封止を表す。第１及び第２の箱ひげ図３３０２、３３０４は、超音波ブレード１４９及び電極を同時に加熱することが、図５０に示す質の高い組織封止３００２を提供する、図４８の論理フロー図２８００によって描写されるＲＦ／超音波エネルギーモダリティの同時適用によってもたらされた組織効果の利点を実証している。
同時ＲＦ／超音波エネルギー印加技法を推進することができるいくつかの因子がある。超音波電力レベルは、「封止のみ」の構成が望ましい場合の因子である。例えば、より低い超音波電力レベルは、組織を切開しないように選択され得る。図５４に関連して以下に示し及び記載するように、データは、超音波電力レベルがより高くなると、より大きな封止をもたらすことを示唆している。特に、図５４は、（１）ＲＦエネルギー及び超音波エネルギーの同時印加と、（２）図４８〜５０に関連して記載されたＲＦエネルギー及びより高い超音波エネルギーの同時印加とを利用して作製された頚動脈束封止の破裂圧力の箱ひげ図の図形３４００比較である。超音波電力レベルを、横軸に沿って示し、第１及び第２の箱ひげ図３４０２、３４０４によって表された２つの頸動脈束封止の破裂圧力（ｍｍＨｇ）を、縦軸に沿って示す。横軸に沿って、第１の箱ひげ図３４０２は、ＲＦエネルギー及びより低い超音波エネルギーを同時に利用して作製された頸動脈束封止を表し、第２の箱ひげ図３４０４は、ＲＦエネルギー及び第１の箱ひげ図３４０２と比べてより低い超音波エネルギーを利用して作製された頸動脈封止を表す。第１及び第２の箱ひげ図３４０２、３４０４は、超音波電力レベルが高くなると、より大きな封止となることを実証している。
「封止及び切断」構成が望ましい場合、より高い超音波電力レベルが、大きな組織効果を伴いより効率的に組織を封止及び切断する選択肢として選択され得る。更に、超音波電力レベルは、ＲＦ組織インピーダンスのフィードバックに基づいて、封止／離断サイクル中に変更され得る。封止及び切断サイクル中に、ＲＦ組織インピーダンスは監視され、超音波電力は、ＲＦフィードバックインピーダンスに基づいて供給され得る。例えば、終端インピーダンス及び電力パルスインピーダンスが含まれる、インピーダンスの読み取りが有用である封止中の異なるポイントが存在する。
終端インピーダンスに関しては、そのうちの１つが、図４９に示すように、インピーダンスが封止ゾーン２９０４の外で一定の速度で上昇するときに発生する終端インピーダンスである。特に、図５５は、図４８〜５０に関連して記載された、異なる終端インピーダンスにおけるＲＦエネルギー及び超音波エネルギーの同時印加を利用して作製された頚動脈束封止の破裂圧力の箱ひげ図の図形３５００比較である。終端インピーダンス（オーム）を、横軸に沿って示し、第１及び第２の箱ひげ図３５０２、３５０４によって表された２つの頸動脈束封止の破裂圧力（ｍｍＨｇ）を、縦軸に沿って示す。横軸に沿って、第１の箱ひげ図３５０２は、１０００オームの終端インピーダンスにおいてＲＦエネルギー及び超音波エネルギーの同時印加を利用して作製された頸動脈束封止を表し、第２の箱ひげ図３５０４は、２０００オームの終端インピーダンスにおいてＲＦエネルギー及び超音波エネルギーの同時印加を利用して作製された頸動脈束封止を表す。第１及び第２の箱ひげ図３５０２、３５０４は、終端インピーダンスが高くなると、より大きな封止となることを実証している。したがって、終端インピーダンスは、それがより大きな破裂圧力の結果をもたらすために、破裂圧力についての束組織モデルにおける統計因子である。
電力パルスインピーダンスの閾値は、封止プロセスが最適化され得る別のポイントである。これは、ＣＬＣテーブルの電力パルスが、最も多いエネルギーを組織に到達するポイントである。これは、組織がいつ終端パルスを開始する状態に達するかを知るために、インピーダンス閾値が達するポイントを監視する。電力パルスのインピーダンス値を変化させること（より低い値に）は、同じ大きな破裂圧力をもたらす状態でより速い封止時間を可能にし得る。
封止のみのモードと封止及び切断のモードとにおける超音波エネルギーの調節技法
一態様では、本開示は、封止のみモードと封止及び切断のモードとにおいて超音波エネルギーを調節するための技法を提供する。発生器１０２、２００、３００、４００、５００（図１〜３及び４〜８）などの発生器からの出力は、封止のみのモードと封止及び切断のモードとにおいて超音波エネルギーを調節するように制御される。外科用器具のエンドエフェクタに送達される超音波エネルギーは、外科用器具のエンドエフェクタのクランプジョーと超音波ブレードとの間に固定された組織を治療するために、「封止のみ」のモード又は「封止及び切断」のモードを提供するように調製され得る。開示の簡潔性及び明瞭性のために、封止のみのモードと封止及び切断のモードとにおいて超音波エネルギーを調節するための技法は、図８の発生器５００に連結された図２の外科用器具１０８を参照して説明されるであろうが、本明細書に記載される器具、発生器、及びエンドエフェクタの他の構成が、本開示の範囲から逸脱することなく容易に置き換えられ得ることが理解されよう。
以下の説明は、外科用器具のエンドエフェクタのクランプジョーと超音波ブレードとの間に固定された組織を治療するために、封止のみのモードと封止及び切断のモードとにおいて超音波エネルギーを調節するための技法を提供する。開示の簡潔性及び明瞭性のために、異なるエネルギーモダリティの同時起動は、図８の発生器５００に連結された図２の外科用器具１０８を参照して説明されるであろうが、本明細書に記載される器具、発生器、及びエンドエフェクタの他の構成が、本開示の範囲から逸脱することなく容易に置き換えられ得ることが理解されよう。
広くは、「封止のみ」のモードと「封止及び切断」のモードとを有するように構成された外科用器具１０８は、外科医に、彼らの意図する外科タスクに基づいて組織を封止するか、又は封止及び切断するかの選択肢を提供する。一態様では、外科用器具１０８は、このタスクを達成するために、ＲＦ及び超音波技法の両方を組み合わせて利用するように構成される。一実施形態では、「封止のみ」のモードにおいて、発生器５００は、以下の図５６に示すように、部分的な離断３６０４を排除するために、切断がいつ完了するかを判定するように構成される。ＲＦエネルギー及び超音波エネルギーの同時印加を利用して作製された優れた血管封止を有する血管の例を図５０に示す。特に、図５６は、ＲＦエネルギー及び超音波エネルギーの同時印加を利用して作製された部分的封止３６０２と、超音波エネルギーを利用して作製された部分的離断３６０４とを有する血管３６６０の例である。
したがって、封止動作と封止及び切断動作の質を最適化するために、ＲＦエネルギーモダリティ及び超音波エネルギーモダリティを利用する「封止のみ」技法と「封止及び切断」技法とを提供することが望ましい。一態様では、「封止のみ」の技法は、図５７に図式描写されるように適用され得る。封止のみの技法は、封止の持続時間に超音波及びＲＦのエネルギーを同時に送達する。封止のみの技法は、ＲＦ組織インピーダンスに基づいて、送達される超音波エネルギーを調節することによって最適化され得る。
特に、図５７は、「封止のみ」モダリティ中の、時間（秒）の関数としてのＲＦ組織インピーダンス（オーム）として表されたＲＦ組織インピーダンス機能３７０２及び時間（秒）の関数としての超音波電流（ｍＡ）として表された超音波電流機能３７０４のグラフ表示３７００である。時間（秒）を横軸に沿って示し、インピーダンス（オーム）を左縦軸に沿って示し、超音波電流（ｍＡ）を右縦軸に沿って示す。「封止のみ」モダリティは、３つの別個のステージで達成される。第１のステージ３７０６中に、ＲＦエネルギーのみが電極に送達され、超音波電流機能３７０４はゼロである。第１のステージ３７０６中に、電力が組織に供給され得るように、インピーダンスはわずかにゼロよりも高い。第１のステージ３７０６の終わりで第２のステージ３７０８の開始となる時点で、超音波エネルギーが、ＲＦエネルギーと併せて超音波ブレード１４９に送達される。第２のステージ３７０８中に、超音波電流３７１４は、約２００ｍＡで一定のままであり、インピーダンスは、組織が封止プロセス中に乾燥すると、ゆっくりと増加し始める。インピーダンス機能３７０２の変曲点３７１２に達すると、第２のステージ３７０８の終わりで第３のステージ３７１０の開始となる時点で、インピーダンスは急激に増加し始める。インピーダンスは発生器５００にフィードバックされ、インピーダンスが変曲点３７１２のインピーダンス以上になるとき、発生器５００は、超音波電流を減少させて、組織を切断することを回避し、かつ封止のみモダリティを達成するために、組織に印加される超音波エネルギーの量を低下させる。第３のステージ３７１０中に、超音波電流は、図５７に示した等しい段階ずつ減少され（３７１６）、その後封止が完了するが、組織を切断することはない。他の態様では、超音波電流は、可変かつ不等段階ずつ減少され得る（３７１６）。一態様では、減少値は、約５０ｍＡであり、したがって、第１の減少された電流値は、約１５０ｍＡである。インピーダンスが終端インピーダンスに達したとき、ＲＦ電力及び超音波電力の両方が切られる。
図５８は、封止のみプロセスを達成するために、ＲＦエネルギー及び超音波エネルギーの同時起動並びに超音波エネルギーの調節のための技法の一態様の論理フロー図３８００である。本明細書に記載されるように、論理フロー図３８００は、発生器５００、外科用器具１０８、又はこれらの組み合わせにおいて実施されてもよい。図５７のグラフ表示３７００を参照し、また図５８の論理フロー図３８００によれば、プロセッサ５０２は、封止のみプロセスの第１のステージ３７０６中に、波形発生器５０４に、ＲＦエネルギーをエンドエフェクタ１２５（例えば、電極）に第１の期間に送達させる（３８０２）ように信号を送る。第１の期間の終わりに、プロセッサ５０２は、封止のみプロセスの第２のステージ３７０８中に、波形発生器５０４に、超音波エネルギーをエンドエフェクタ１２５に（例えば、超音波ブレード１４９）に第２の期間送達させる（３８０４）ように信号を送る。プロセッサ５０２は、ＲＦ組織インピーダンスを監視し（３８０６）、ＲＦ組織インピーダンスを、図５７に示したインピーダンス機能３７０２の変曲点３７１２のインピーダンスに対応する所定のインピーダンスと比較する（３８０８）。ＲＦ組織インピーダンスが、所定の変曲点３７１２のインピーダンス（「変曲インピーダンス」）未満である場合、インピーダンスが急激に上昇し始める封止段階の終わり近くで、プロセッサ５０２は、いいえの分岐に沿って進み、ＲＦ組織インピーダンスを監視し続け（３８０６）、これと同時に、封止のみプロセスの第２の段階３７０８中に、ＲＦエネルギー及び一定の超音波エネルギーがエンドエフェクタ１２５に送達される（３８０２、３８０４）。先に論じたように、プロセッサ５０２は、第２の電圧感知回路５２４の出力を電流感知回路５１４の出力で除することによって、ＲＦ組織インピーダンスを測定する。
ＲＦ組織インピーダンスが変曲インピーダンス以上である場合、プロセスははいの分岐に沿って進み、プロセッサ５０２は、波形発生器５０４に、超音波エネルギーを、所定の減少段階（約５０ｍＡ、又は任意の好適若しくは所望の値）ずつ、第１の電力レベルから第２の電力レベルに低下させる（３８１０）ように信号を送る。超音波エネルギーは、数量の離散的な減少によって低下されてもよく、又は連続量により低下されてもよい。一態様では、第２のステージ３７０８中に送達される約２００ｍＡの超音波電流は、約５０ｍＡ段階ずつ約１５０ｍＡまで減少され、血管を部分的に離断又は切断するリスクを最小化して、封止のみモダリティを達成する。プロセッサ５０２は、ＲＦ組織インピーダンスを所定の終端インピーダンスと比較する（３８１２）。ＲＦ組織インピーダンスが、終端インピーダンス未満である場合、プロセッサ５０２はいいえの分岐に沿って進み、超音波電流機能３７０４は、所定の段階ずつ低下され（３８１０）、これは等段階又は可変段階で行うことができる。ＲＦ組織インピーダンスが終端インピーダンス以上である場合、プロセッサ５０２は、はいの分岐に沿って進み、発生器５００は、ＲＦエネルギー及び超音波エネルギーの両方を停止させる（３８１４）。図５７に示す調節された超音波電流機能３７０４は、部分的な離断のリスクなく、「封止のみ」モダリティの達成を可能にする。この技法は、外科用器具１０８又は発生器５００上に配置されたＥＥＰＲＯＭなどのメモリ内のルックアップテーブル中の論理関数又は一連のコンピュータ実行可能命令として格納され得る。
特に、図５９は、「封止及び切断」モダリティ中の、時間（秒）の関数としてのＲＦ組織インピーダンス（オーム）として表されたＲＦ組織インピーダンス機能３９０２及び時間（秒）の関数としての超音波電流（ｍＡ）として表された超音波電流機能３７０４のグラフ表示３９００である。時間（秒）を横軸に沿って示し、インピーダンス（オーム）を左縦軸に沿って示し、超音波電流（ｍＡ）を右縦軸に沿って示す。「封止及び切断のみ」モダリティは、３つの別個のステージで達成される。第１のステージ３９０６中に、ＲＦエネルギーのみが電極に送達され、超音波電流機能３９０４はゼロである。第１のステージ３９０６中に、電力が組織に供給され得るように、インピーダンスはわずかにゼロよりも高い。第１のステージ３９０６の終わりで第２のステージ３９０８の開始となる時点で、超音波エネルギーが、ＲＦエネルギーと併せて超音波ブレード１４９に送達される。第２のステージ３９０８中に、超音波電流３９１４は、約２００ｍＡで一定のままであり、インピーダンスは、組織が封止プロセス中に乾燥すると、ゆっくりと増加し始める。インピーダンス機能３９０２の変曲点３９１２に達すると、第２のステージ３９０８の終わりで第３のステージ３９１０の開始となる時点で、インピーダンスは急激に増加し始める。インピーダンスは発生器５００にフィードバックされ、インピーダンスが変曲点３９１２のインピーダンス以上になるとき、発生器５００は、超音波電流を増加させて、封止及び切断モダリティを達成するために、組織に印加される超音波エネルギーの量を増大させる。第３のステージ３９１０中に、超音波電流は、図５９に示した等しい段階ずつ減少され（３９１６）、その後封止及び切断が達成される。他の態様では、超音波電流は、可変かつ不等段階ずつ増加され得る。一態様では、増加段階３９１６値は、約５０ｍＡであり、したがって、第１の増加された電流値は、約１５０ｍＡである。インピーダンスが、切断が完了したことを示す終端インピーダンスに達したとき、ＲＦ電力及び超音波電力の両方が切られる。
図６０は、封止及び切断プロセスを達成するために、ＲＦエネルギー及び超音波エネルギーの同時起動並びに超音波エネルギーの調節のための技法の一態様の論理フロー図４０００である。本明細書に記載されるように、論理フロー図４０００は、発生器５００、外科用器具１０８、又はこれらの組み合わせにおいて実施されてもよい。図５９のグラフ表示３９００を参照し、また図６０の論理フロー図４０００によれば、プロセッサ５０２は、封止及び切断プロセスの第１の段階３９０６中に、波形発生器５０４に、ＲＦエネルギーをエンドエフェクタ１２５（例えば、電極）に第１の期間に送達させる（４００２）ように信号を送る。第１の期間の終わりに、プロセッサ５０２は、封止及び切断プロセスの第２の段階３９０８中に、波形発生器５０４に、超音波エネルギーをエンドエフェクタ１２５（例えば、超音波ブレード１４９）に第２の期間送達させる（４００４）ように信号を送る。プロセッサ５０２は、封止及び切断プロセスの封止部分中に、ＲＦ組織インピーダンスを監視する（４００６）。プロセッサ５０２は、ＲＦ組織インピーダンスを、インピーダンス機能３９０２の変曲点３９１２に対応する所定のインピーダンスと比較する（４００８）。ＲＦ組織インピーダンスが、所定の変曲点３９１２のインピーダンス（「変曲インピーダンス」）未満である場合、インピーダンスが急激に上昇し始める封止段階の終わり近くで、プロセッサ５０２は、いいえの分岐に沿って進み、ＲＦ組織インピーダンスを監視し続け（４００６）、これと同時に、封止及び切断プロセスの第２の段階３７０８中に、ＲＦエネルギー及び一定の超音波エネルギーがエンドエフェクタ１２５に送達される（４００２、４００４）。先に論じたように、プロセッサ５０２は、第２の電圧感知回路５２４の出力を電流感知回路５１４の出力で除することによって、ＲＦ組織インピーダンスを測定する。
ＲＦ組織インピーダンスが変曲インピーダンス以上である場合、プロセッサ５０２ははいの分岐に沿って進み、波形発生器５０４に、超音波エネルギーを、所定の減少段階（約７５ｍＡ、又は任意の好適若しくは所望の値）ずつ、第１の電力レベルから第２の電力レベルに増加させる（４０１０）ように信号を送る。超音波エネルギーは、数量の離散的な減少によって増加されてもよく、又は連続量により増加されてもよい。一態様では、約２００ｍＡの超音波電流は、約７５ｍＡ段階ずつ約２７５ｍＡまで増加され、封止及び切断モダリティを達成する。プロセッサ５０２は、ＲＦ組織インピーダンスを所定の終端インピーダンスと比較する（４０１２）。ＲＦ組織インピーダンスが、終端インピーダンス未満である場合、プロセッサ５０２はいいえの分岐に沿って進み、超音波電流機能３９０４は、所定の段階ずつ増加され（４０１０）、これは等段階又は可変段階で行うことができる。ＲＦ組織インピーダンスが終端インピーダンス以上である場合、プロセスははいの分岐に沿って進み、発生器５００は、封止及び切断が達成されると、ＲＦエネルギー及び超音波エネルギーの両方を停止させる（４０１４）。図５９に示す調節された超音波電流機能３９０４は、「封止及び切断」モダリティの達成を可能にする。この技法は、外科用器具１０８又は発生器５００上に配置されたＥＥＰＲＯＭなどのメモリ内のルックアップテーブル中の論理関数又は一連のコンピュータ実行可能命令として格納され得る。
超音波ブレードの変位をＲＦ組織インピーダンスの関数として低減するための技法
一態様では、本開示は、ＲＦ／超音波組み合わせ外科用器具のための、超音波ブレードの変位をＲＦ組織インピーダンスの関数として減少させるために技法を提供する。発生器１０２、２００、３００、４００、５００（図１〜３及び４〜８）などの発生器からの出力は、外科用器具のエンドエフェクタに送達され、外科用器具のエンドエフェクタのクランプジョーと超音波ブレードとの間に固定された組織を治療するために、超音波ブレードの変位をＲＦ組織インピーダンスの関数として低減するように制御され得る。開示の簡潔性及び明瞭性のために、超音波ブレードの変位をＲＦ組織インピーダンスの関数として低減するための技法は、図８の発生器５００に連結された図２の外科用器具１０８を参照して説明されるであろうが、本明細書に記載される器具、発生器、及びエンドエフェクタの他の構成が、本開示の範囲から逸脱することなく容易に置き換えられ得ることが理解されよう。
以下の説明は、外科用器具のエンドエフェクタのクランプジョーと超音波ブレードとの間に固定された組織を治療するために、超音波ブレードの変位をＲＦ組織インピーダンスの関数として減少させるための技法を提供する。開示の簡潔性及び明瞭性のために、異なるエネルギーモダリティの同時起動は、図８の発生器５００に連結された図２の外科用器具１０８を参照して説明されるであろうが、本明細書に記載される器具、発生器、及びエンドエフェクタの他の構成が、本開示の範囲から逸脱することなく容易に置き換えられ得ることが理解されよう。
広くは、超音波ブレード１４９の変位をＲＦ組織インピーダンスの関数として減少させることが望ましい。超音波ブレード１４９の変位の減少は、組織を切断することが望ましくない場合に、エンドエフェクタ１２５のクランプジョー１４５と超音波ブレード１４９との間に固定された組織を早期に切断することを防止する。超音波ブレード１４９の変位を減衰させるために、ＲＦ組織インピーダンスが組織の状態を示すことが周知であるように、ＲＦ組織インピーダンスにおける上昇を、発生器５００へのフィードバックとして使用することができる。例えば、現在の動作圧力において低インピーダンスを有する組織（すなわち、組織封止プロセスの第１期における）は、低インピーダンスが、エンドエフェクタ１２５のクランプジョー１４５と超音波ブレード１４９との間の組織の存在を示唆しているために、組織がまだ切断されていないことを示す。一般には、組織を早期に切断してしまうことを恐れて、組織が封止の第１期にある間は、高超音波エネルギーを使用することへの抵抗がある。それでもやはり、ＲＦ組織インピーダンスが組織の大きな咬合部へ電力を駆動するのには低すぎるときの組織へのエネルギー送達を容易にするために、高い超音波エネルギーがこの時期には望ましい。
ＲＦ組織インピーダンス（Ｚ）と、超音波トランスデューサを通って流れる電流Ｉｈによって制御される超音波ブレードの変位との間の簡単な数学的関係を使用して、超音波ブレードの変位をゼロ又は同様な低い値まで減衰させて、組織の切断を防止することができる。例えば神経回路網、ファジー論理、多項式、放射基底関数、フーリエ数列等のＺの関数としてＩｈを適切に減少させるために多くの数学的マッピングが存在し、これは多くの関数及び数列が、十分に高い次元が使用されるときに、いかなる関係もマッピングすることが証明されているためである。しかしながら、最適化を可能にすることを直感できる数少ない調整可能なゲインを有するほんのわずかな関数が存在する。直感的な機能マッピングは、以下の等式：
Figure 0006869906
 で表される。
式中、Ｉｍａｘは、超音波ブレードが耐容できる最大電流であり、閾値インピーダンスＺｍｉｎは、組織が「第１期」を出たときを示し、インピーダンスＺｍａｘはＩｈ＝０アンペアを有することが望ましく、指数ｎは組織の崩壊率を示す。最大及び最小インピーダンス値の両方共に、エネルギーの立ち上がりの間に組織の初期Ｚの関数として動的に更新され得る。様々なｎ値についてＺｍａｘ＝５００オーム、Ｚｍｉｎ＝５０オーム、Ｉｍａｘ＝２００ｍＡによる等式１のプロットを図６１に提示する。
特に、図６１Ａは、様々なｎ値についてのＲＦ組織インピーダンスＺ（オーム）の関数として、超音波トランスデューサに送達された超音波電流Ｉｈ（アンペア）として表された超音波電流機能のグラフ表示４１００である。横軸はＲＦ組織インピーダンスＺ（オーム）であり、縦軸は超音波電流Ｉｈ（アンペア）である。第１の超音波電流機能４１０２は、ｎ＝２を有する。第２の超音波電流機能４１０４は、ｎ＝１を有する。第３の超音波電流機能４１０６は、ｎ＝−０．２５を有する。第４の超音波電流機能４１０８は、ｎ＝−１を有する。第５の超音波電流機能４１１０は、ｎ＝−３を有する。第６の超音波電流機能４１１２は、ｎ＝−１０を有する。
更に、図６１Ｂは、様々なｎ値についてＲＦ組織インピーダンスＺ（オーム）の関数としての超音波トランスデューサに送達された超音波電流Ｉｈ（アンペア）として表された超音波電流機能の別のセットのグラフ表示４１００’である。横軸はＲＦ組織インピーダンスＺ（オーム）であり、縦軸は超音波電流Ｉｈ（アンペア）である。第１の超音波電流機能４１０２’は、ｎ＝０．０３を有する。第２の超音波電流機能４１０４は、ｎ＝０．０４を有する。第３の超音波電流機能４１０６’は、ｎ＝０．０６を有する。第４の超音波電流機能４１０８’は、ｎ＝０．１を有する。
図６２は、時間の関数として表された複数の超音波機能のグラフ表示４２００である。特に、図６２は、時間（秒）の関数としての電圧４２０２（Ｖ）、時間（秒）の関数としての電流４２０４（Ａ）、時間（秒）の関数としての電力４２０６（Ｗ）、及び時間（秒）の関数として周波数（ｋＨｚ）のグラフ表示４２００であり、ここでは電圧（Ｖ）及び電流（Ａ）を左縦軸に沿って示す、電力（Ｗ）及びインピーダンス（オーム）を右縦軸に沿って示し、時間（秒）を横軸に沿って示している。
図６３は、ＲＦエネルギーが５００オームの終端インピーダンスで停止する状態で、等式１に入力されたＲＦ定電力のグラフ表示４３００である。特に、図６３は、時間（秒）の関数としての電圧４３０２（Ｖ）、時間（秒）の関数としての電流４３０４（Ａ）、時間（秒）の関数としての電力４３０６（Ｗ）、及び時間（秒）の関数としてインピーダンス（オーム）のグラフ表示４３００であり、ここでは電圧（Ｖ）及び電流（Ａ）を左縦軸に沿って示す、電力（Ｗ）及びインピーダンス（オーム）を右縦軸に沿って示し、時間（秒）を横軸に沿って示している。
外科用システム１００は、適用されるＲＦ技法とは独立しているが、例示を明瞭にするために、一定のＲＦ電力が組織に供給され、超音波トランスデューサへの超音波電流は、図６２及び６３に示すように、それに応じて減少された。この技法は、組織を切断することなく組織の封止を達成する。図６３では、ＲＦ終端インピーダンスを、５００オーム及びｎ＝−１で設定した。供給されるＲＦ電力（組織を切断するリスクなく）は、超音波電力が停止されるのと同時に停止される必要はない。第１期後に、組織を加熱するＲＦ電力は、封止を改善し、超音波電力が遮断されても継続することができる。所定のジョー圧力及び形状のために実験の表面応答設計は、パラメータ値を最適化するように実施され得る。
パルス駆動信号を利用するいくつかの態様では、例えば図１〜３及び５〜８に関連して記載された発生器１０２、２００、３００、４００、５００のうちの１つなどの発生器は、１つ又は２つ以上の複合負荷曲線を駆動信号に、最終的には組織に適用してもよい。複合負荷曲線は、組織に供給される電力のレベルを、測定された組織の特性又は特性（複数）（例えば、インピーダンス）の関数として規定し得る。複合負荷曲線は、加えて、測定される組織の特性という観点から、パルス幅などのパルス特性を規定し得る。
図６４は、発生器１０２、２００、３００、４００、５００のうちのいずれか１つによる複合負荷曲線の選択及び適用についてのブロック図４４００の一態様を示す。ブロック図４４００は、任意の好適な種類の発生器又は外科用装置で実施され得ることが理解されよう。様々な態様によれば、ブロック図４４００は、図１に関連して上述された装置１０６などの電気外科用装置、図１に関して上述された装置１０４などの超音波外科用装置、又は図１に関して上述された装置１０８などの組み合わせ装置を利用して実施されてもよい。
図６４に戻って参照すると、制御プロセス４４０２は、複合負荷曲線４４０６、４４０８、４４１０、４４１２を選択及び適用するために、例えば、発生器１０２のデジタル装置によって実行されてもよい。制御プロセス４４０２は、時計４６０４からの時間入力を受け取ってもよく、またセンサ４４１８からループ入力４４２４を受け取ってもよい。ループ入力４４２４は、複合負荷曲線を選択及び／又は適用するために、制御プロセス４４０２で利用され得る組織の特性又は特質を表し得る。このような特質の例は、例えば、電流、電圧、温度、反射率、組織に加えられる力、共振周波数、共振周波数の変化率等が含まれてもよい。センサ４４１８は、専用センサ（例えば、温度計、圧力センサ等）であってもよく、又は他のシステム値に基づいて組織の特質を導出するための（例えば、駆動信号に基づいて、電圧、電流、組織温度等を観測及び／又は算出するための）ソフトウェア実装センサであってもよい。制御回路４４０２は、複合負荷曲線４４０６、４４０８、４４１０、４４１２のうちの１つを選択して、例えば、ループ入力４４２４及び／又は時計４４０４からの時間入力に基づいて適用することができる。４つの複合不可曲線が示されているが、任意の好適な数の複合負荷曲線が使用され得ることが理解される。
制御プロセス４４０２は、選択された複合負荷曲線を任意の好適な方法で適用してもよい。例えば、制御プロセス４４０２は、選択された複合負荷曲線を用いて、組織インピーダンスに基づいて電力レベル及び１つ又は２つ以上のパルス特性を算出してもよく（例えば、現在測定されている組織インピーダンスが、ループ入力の一部であってもよく、又はループ入力から導出されてもよい）、若しくは超音波装置１０４の共振周波数特性を算出してもよい。複合負荷曲線による組織インピーダンスに基づいて決定され得るパルス特性の例は、パルス幅、ランプ時間及びオフ時間を含み得る。
設定点４４１４において、得られた電力及びパルス特性は、駆動信号に適用され得る。様々な態様では、フィードバックループ４４２２が、駆動信号のより正確な調節を可能にするために実施されてもよい。設定点４４１４の出力において、駆動信号は、好適な増幅を提供し得る振幅４４１６に提供され得る。増幅された駆動信号は、負荷４４２０に提供され得る（例えば、センサ４４１８により）。負荷４４２０は、組織、外科用装置１０４、１０６、１０８、及び／又は発生器を外科用装置１０４、１０６、１０８に電気的に連結する任意のケーブル（例えば、ケーブル１４２、１４４、１４６）を含み得る。
図６５は、発生器を制御するための神経回路網４５００の一態様を例示する。図６５は、超音波外科用器具１０４、１０６、１０８（図１〜３）などの超音波外科用器具を用いる超音波エネルギーの印加からもたらされる推定温度Ｔｅｓｔを生じさせるための人工神経回路網４５００の一態様を示す。ある特定の態様では、神経回路網４５００は、発生器１０２（図１）のプロセッサ及び／又はプログラマブル論理デバイスで実施されてもよい。神経回路網４５００は、入力層４５０２、隠れ層４５０６を画定する１つ又は２つ以上のノード４５０４、及び出力層４５１０を画定する１つ又は２つ以上のノード４５０８を含み得る。明確にするために、１つの隠れ層４５０６だけが示されている。ある特定の態様では、神経回路網４５００は、１つ又は２つ以上の追加の隠れ層を、各追加の隠れ層が、隠れ層４５０６における多くのノード４５０４と等しいか、又は異なってもよい多くのノード４５０４を有する状態で、継続接続で含んでもよい。
層４５０２、４５１０内の各ノード４５０４、４５０８は、１つ又は２つ以上の重み値ｗ ４５１２、バイアス値ｂ ４５１４、及び変換関数ｆ ４５１６を含み得る。図７３では、これらの値及び関数に対する異なる添え字の使用は、これらの値及び関数のそれぞれが、他の値及び関数とは異なり得ることを示すよう意図している。入力層４５０２は、隠れ層４５０６の各ノード４５０４が、入力変数ｐ ４５１８のうちの少なくとも１つを入力として受信する状態で、１つ又は２つ以上の入力変数ｐ ４５１８を含む。例えば、図７３に示すように、各ノード４５０４は、入力変数ｐ ４５１８の全てを受信してもよい。他の態様では、入力変数ｐ ４５１８の一部のみが、ノード４５０４によって受信されてもよい。特定のノード４５０４によって受信された各入力変数ｐ ４５１８は、対応する重み値ｗ ４５１２によって重み付けされ、次いで任意の他の同様に重み付けされた入力変数ｐ ４５１８に、またバイアス値ｂ ４５１２に付加される。ノード４５０４の変換関数ｆ ４５１６は、次いで、得られた和に適用され、ノードの出力を生成する。例えば、図７３では、ノード４５０４−１の出力は、ｆ１（ｎ１），として与えられることができ、式中、ｎ１＝（ｗ１，１・ｐ１＋ｗ１，２・ｐ２＋．．．＋ｗ１，ｊ・ｐｊ）＋ｂ１である。
出力層４５１０の特定のノード４５０８は、隠れ層４５０６のノード４５０４のうちの１つ又は２つ以上から出力を受信することができ（例えば、各ノード４５０８は、出力ｆ１（・），ｆ２（・），．．．，ｆｉ（・）を図７３の対応のノード４５０４−１、４５０４−２、．．．、４５０４−ｉから受信する）、それと共に、それぞれの受信された出力が、対応する重み値ｗ ４５１２によって重み付けされ、その後、任意の他の同様に重み付けされた出力値に、またバイアス値ｂ ４５１４に付加される。ノード４５０８の変換関数ｆ ４５１６は、次いで、得られた和に適用され、ノードの出力を生成し、この出力は、神経回路網４５００の出力（例えば、図７３の態様における推定温度Ｔｅｓｔ）に相当する。図７３の神経回路網４５００の態様が、出力層４５１０内に１つだけのノード４５０８を含むが、他の態様では、神経回路網４５００は、２つ以上の出力を含んでもよく、この場合、出力層４５１０は、複数のノード４５０８を含み得る。
ある特定の態様では、ノード４５０４、４５０８の変換関数ｆ ４５１６は、非線形変換関数であってもよい。例えば、一態様では、変換関数ｆ ４５１６のうちの１つ又は２つ以上は、シグモイド関数であってもよい。他の態様では、変換関数ｆ ４５１６は、正接シグモイド、双曲線正接シグモイド、対数シグモイド、線形伝達関数、飽和線形伝達関数、放射基底伝達関数、又はいくつかの他の種類の伝達関数を含んでもよい。特定のノード４５０４、４５０８の変換関数ｆ ４５１６は、別のノード４５０４、４５０８中の変換関数ｆ ４５１６と同じであっても、又は異なってもよい。
ある特定の態様では、隠れ層４５０６のノード４５０４によって受信された入力変数ｐ ４５１８は、例えば、超音波エネルギーの印加から生じた温度若しくは加熱に影響を有することが知られ、又は考えられている、信号及び／又は他の量若しくは状態を表してもよい。このような変数は、例えば、発生器１０２による駆動電圧出力、発生器１０２による駆動電流出力、発生器出力１０２の駆動周波数、発生器１０２による駆動出力、発生器１０２による駆動エネルギー出力、超音波トランスデューサ１２０のインピーダンス、及び超音波エネルギーが送達される持続時間のうちの１つ又は２つ以上を含んでもよい。更に、入力変数ｐ ４５１８のうちの１つ又は２つ以上は、発生器１０２の出力とは無関係であってもよく、例えば、エンドエフェクタ１２２、１２５の特性（例えば、ブレード先端部のサイズ、形状、及び／又は材料）並びに超音波エネルギーにより標的とされる組織の特定の種類を含んでもよい。
神経回路網４５００は、訓練されてもよく（例えば、重み値ｗ ４５１２、バイアス値ｂ ４５１４、及び変換関数ｆ ４５１６を変更又は変化させることによって）、これにより、その出力（例えば、図７３の態様における推定温度Ｔｅｓｔ）が、出力の測定依存性を、入力変数ｐ ４５１８の既知の値に適切に近づける。トレーニングは、例えば、入力変数ｐ ４５１８の既知のセットを供給し、神経回路網４５００の出力を、入力変数ｐ ４５１８の既知のセットに対応する測定出力値と比較し、神経回路網４５００の出力値と対応する測定出力値との間の差が、所定の誤差レベル未満になるまで、重み値ｗ ４５１２、バイアス値ｂ ４５１４、及び／又は変換関数ｆ ４５１６を修正することによって実行され得る。例えば、神経回路網４５００は、平均平方誤差が、所定の誤差閾値未満になるまで訓練され得る。ある特定の態様では、トレーニングプロセスの態様は、神経回路網４５００によって実施され得る（例えば、神経回路網４５００を通して誤差を逆伝搬して、重み値ｗ ４５１２及び／又はバイアス値ｂ ４５１４を適応的に調整することにより）。
様々な詳細が先の説明で記載されたが、組織のパラメータ基づいて同時エネルギーモダリティを利用するユーザー適応技法を伴う外科用システムの様々な態様が、これらの具体的詳細なしに実行されてもよい。例えば、簡潔かつ明確にするために、選択された態様は、詳細に示すのではなく、ブロック図で示されている。本明細書に示した詳細な説明のいくつかの部分は、コンピュータメモリに格納されたデータに対して動作する命令という点で提示され得る。そのような説明及び表現は、当業者によって、自身の仕事の内容を当該技術分野の他者に説明及び伝達するために使用されているものである。一般に、技法とは、所望の結果につながる工程の自己無撞着シーケンスを指し、「工程」とは、必ずしも必要ではないが、格納、伝送、組み合わせ、比較、及び別様に操作されることが可能な電気又は磁気信号の形態をなすことができる物理量の操作を指す。これらの信号を、ビット、値、要素、記号、文字、用語、番号などで参照することが一般的な扱い方である。これらの及び類似の用語は、適切な物理量と関連付けられてもよく、また単に、これらの物理量に当てはめられる便利なラベルである。
別段の明確な定めがない限り、以下の議論から明らかなように、説明の全体を通じて、「処理する」又は「計算する」又は「算出する」又は「決定する」又は「表示する」などの用語を利用する議論は、コンピュータシステムのレジスタ及びメモリ内で物理（電子的）量として表現されるデータを、コンピュータシステムのメモリ若しくはレジスタ、又はそのような情報格納、伝送、若しくは表示装置内で物理量として同様に表現される他のデータへと操作し変換する、コンピュータシステム又は類似の電子コンピューティングデバイスの動作及び処理を指していることが理解されよう。
「一態様」、「態様」、「一形態」、又は「形態」と言う場合、その態様に関連して記載される特定の要素、構造、又は特性が少なくとも１つの態様に含まれるものであることを意味する点は特筆に値する。したがって、本明細書の全体を通じて様々な場所に見られる「一態様では」、「態様では」、「一形態では」、又は「形態では」なる語句は、必ずしも全てが同じ態様を指すものではない。更に、特定の特徴、構造、又は特性は、１つ又は２つ以上の態様において任意の適当な形で組み合わせることができる。
いくつかの態様は、「連結された」及び「接続された」という表現を、それらの派生語と共に利用して記載されることがある。これらの用語は、互いに同義語であることは意図されないことを理解されたい。例えば、いくつかの態様は、２つ以上の要素が互いに直接物理的又は電気的に接触していることを示すため、「接続された」という用語を利用して記載されることがある。別の例では、いくつかの態様は、２つ以上の要素が直接物理的又は電気的に接触していることを示すため、「連結された」という用語を利用して記載されることがある。しかしながら、「連結された」という用語はまた、２つ又は３つ以上の要素が互いに直接接触はしないが、依然として互いに協働又は相互作用することを意味することがある。
以上、様々な形態について本明細書で述べたが、これらの形態に対する多くの改変例、変形例、置換例、変更例、及び均等物を実施することが可能であり、また、当業者には想到されるであろう。また、材料が特定の構成要素に関して開示されているが、他の材料が使用されてもよい。したがって、上記の説明文及び添付の「特許請求の範囲」は、全てのそのような改変例及び変形例を、開示される形態の範囲に含まれるものとして網羅することを目的としたものである点を理解されたい。以下の「特許請求の範囲」は、全てのそのような改変例及び変形例を網羅することを目的としたものである。
一般的な意味で、当業者に理解されたいこととして、多様なハードウェア、ソフトウェア、ファームウェア、又はそれらの任意の組み合わせによって、個々に及び／又は共同に実現され得る、本明細書で説明する様々な態様を、様々な種類の「電気回路」から構成されたものと見なすことができる。その結果として、本明細書で使用されるとき、「電気回路」は、限定するものではないが、少なくとも１つの個々の電気回路を有する電気回路、少なくとも１つの集積回路を有する電気回路、少なくとも１つの専用集積回路を有する電気回路、コンピュータプログラムで構成された汎用コンピューティングデバイス（例えば、本明細書で説明したプロセス及び／若しくは装置を少なくとも部分的に実行するコンピュータプログラムで構成された汎用コンピュータ、又は、本明細書で説明したプロセス及び／若しくは装置を少なくとも部分的に実行するコンピュータプログラムで構成されたマイクロプロセッサ）を形成する電気回路、メモリデバイスを形成する（例えばランダムアクセスメモリを形成する）電気回路、及び／又は、通信装置（例えばモデム、通信スイッチ、又は光学的−電気的設備）を形成する電気回路を含む。当業者に理解されたいこととして、本明細書で述べた主題は、アナログ若しくはデジタルの形式又はそれらのいくつかの組み合わせで実現され得る。
上述の詳細な説明は、ブロック図、流れ図、及び／又は実施例を用いて装置及び／又はプロセスの様々な形態について記載してきた。そのようなブロック図、流れ図、及び／又は実施例が、１つ又は２つ以上の機能及び／又は動作を含む限り、当業者に理解されたいこととして、そのようなブロック図、流れ図、又は実施例に含まれる各機能及び／又は動作は、多様なハードウェア、ソフトウェア、ファームウェア、又はそれらの事実上、任意の組み合わせによって、個々に及び／又は共同に実現され得る。一形態では、本明細書に記載された主題のいくつかの部分は、専用集積回路（ＡＳＩＣ）、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）、デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）、又は他の集積型の形式で実現され得る。しかしながら、当業者に理解されたいこととして、その全部か一部かを問わず、本明細書で開示される形態のいくつかの態様は、１台又は２台以上のコンピュータ上で稼働する１つ又は２つ以上のコンピュータプログラムとして（例えば、１台又は２台以上のコンピュータシステム上で稼働する１つ又は２つ以上のプログラムとして）、１つ又は２つ以上のプロセッサ上で稼働する１つ又は２つ以上のプログラムとして（例えば、１つ又は２つ以上のマイクロプロセッサ上で稼働する１つ又は２つ以上のプログラムとして）、ファームウェアとして、あるいは、それらの実質的に任意の組み合わせとして、集積回路において等価に実現され得、また、回路を設計すること、並びに／又はソフトウェア及び／若しくはファームウェアのコードを記述することは、本開示を鑑みれば当業者の技能の範囲内に含まれる。加えて、当業者に明らかとなることとして、本明細書に記載した主題の機構は、多様な形式でプログラム製品として配布されることが可能であり、本明細書に記載した主題の具体的な形態は、配布を実際に行うために使用される信号搬送媒体の特定の種類にかかわらず用いられる。信号搬送媒体の例には、以下：伝送型媒体、例えば、フロッピーディスク、ハードディスクドライブ、コンパクトディスク（ＣＤ）、デジタルビデオディスク（ＤＶＤ）、デジタルテープ、コンピュータメモリ等の記録可能型媒体、並びにデジタル及び／又はアナログ通信媒体等の伝送型媒体（例えば、光ファイバケーブル、導波管、有線通信リンク、無線通信リンク（例えば、伝送器、受信機、伝送論理、受信論理等）等）が挙げられるが、これらに限定されない。
本明細書で言及され及び／又は任意の出願データシートで列挙された上述の米国特許、米国特許出願公開、米国特許出願外国特許、外国特許出願、非特許公報、又は任意の他の開示資料は、本明細書と矛盾しない範囲において、参照により本明細書に組み込まれる。それ自体、また必要な範囲で、本明細書に明瞭に記載される開示内容は、参照により本明細書に援用されるあらゆる矛盾する記載に優先するものとする。参照により本明細書に援用されるものとするが、既存の定義、記載、又は本明細書に記載される他の開示文献と矛盾する任意の文献、又はそれらの部分は、援用文献と既存の開示内容との間に矛盾が生じない範囲においてのみ援用されるものとする。
本明細書に記載される要素（例えば、動作）、装置、目的、及びそれらに伴う考察は、構想を明らかにするための例として使用され、様々な構成の修正が想到されることが、当業者には認識されるであろう。その結果として、本明細書で使用されるとき、説明した特定の例及びそれらに伴う考察は、より一般的な種類を代表することを意図したものである。一般に、特定の代表例を用いることは、その種類を代表することを意図したものであり、また、特定の要素（例えば、動作）、装置、及び目的を含めないことは、限定と見なされるべきではない。
本明細書におけるほぼ全ての複数形及び／又は単数形の用語の使用に関して、当業者であれば、文脈及び／又は用法に則して複数形から単数形に、かつ／又は単数形から複数形に読み替えることができる。様々な単数形／複数形の置換えは、簡潔にするため、本明細書では明示的には記述されない。
本明細書に記載する主題はときに、種々の他の要素の中に含められた、又はそれらと接続された種々の要素を示している。そのように表現したアーキテクチャは単なる例であり、実際に、同じ機能性を達成する多数の他のアーキテクチャが実現され得ることを理解されたい。構想の意味で、同じ機能性を達成する要素の任意の配置は、所望の機能性が達成されるように効果的に「関連付け」られる。したがって、特定の機能性を達成するように組み合わされた本明細書での任意の２つの要素は、アーキテクチャ又は中間要素にかかわらず、所望の機能性が達成されるように互いと「関連付け」られていると見なすことができる。同様に、そのように関連付けられた任意の２つの要素はまた、所望の機能性を達成するように互いに「動作可能に接続」又は「動作可能に連結」されているものと見なすことができ、そのように関連付けることが可能な任意の２つの要素はまた、所望の機能性を達成するように互いに「動作可能に連結可能」であると見なすことができる。動作可能に連結可能であることの特定の例としては、物理的に噛み合い可能な、及び／若しくは物理的に相互作用する構成要素、並びに／又は無線式で相互作用可能な、及び／若しくは無線式で相互作用する構成要素、並びに／又は論理的に相互作用する、及び／若しくは論理的に相互作用可能な構成要素が挙げられるが、それらに限定されない。
場合によっては、１つ又は２つ以上の要素が、本明細書において、「ように構成される」、「ように構成可能である」、「ように動作可能である／動作する」、「適合される／適合可能である」、「ことが可能である」、「ように適合可能である／適合される」などと呼ばれることがある。当業者に理解されたいこととして、「ように構成される」は一般に、文脈上他の意味に解釈すべき場合を除き、アクティブ状態の要素及び／又は非アクティブ状態の要素及び／又はスタンドバイ状態の要素を包含することができる。
本明細書に記載される本主題の特定の態様を図示し及び説明してきたが、本明細書に記載される主題及びそのより広い態様から逸脱することなく、本明細書の技術に基づいて変更及び修正を為し得ることが当業者には明らかであり、したがって添付の請求項は、そのような変更及び修正の全てが、本明細書の主題の正確な趣旨及び範囲内に含まれるように請求項の範囲内に包含する。一般に、本明細書で使用され、かつ特に添付の特許請求の範囲（例えば、添付の特許請求の範囲の本文）で使用される用語は、概して「開放的」用語として意図されるものである（例えば、「含む（including）」という用語は、「〜を含むが、それらに限定されない（including but not limited to）」と解釈されるべきであり、「有する（having）」という用語は「〜を少なくとも有する（having at least）」と解釈されるべきであり、「含む（includes）」という用語は「〜を含むが、それらに限定されない（includes but is not limited to）」と解釈されるべきであるなど）ことが、当業者には理解されるであろう。更に、導入されたクレーム記載（introduced claim recitation）において特定の数が意図される場合、かかる意図は当該クレーム中に明確に記載され、またかかる記載がない場合は、かかる意図は存在しないことが、当業者には理解されるであろう。例えば、理解を助けるものとして、後続の添付の特許請求の範囲は、「少なくとも１つの（at least one）」及び「１つ又は２つ以上の（one or more）」という導入句を、クレーム記載を導入するために含むことがある。しかしながら、かかる句の使用は、「ａ」又は「ａｎ」という不定冠詞によってクレーム記載を導入した場合に、たとえ同一のクレーム内に「１つ又は２つ以上の」又は「少なくとも１つの」といった導入句と「ａ」又は「ａｎ」という不定冠詞とが含まれる場合であっても、かかる導入されたクレーム記載を含むいかなる特定のクレームも、かかる記載事項を１つのみ含むクレームに限定されると示唆されるものと解釈されるべきではなく（例えば、「ａ」及び／又は「ａｎ」は、典型的には、「少なくとも１つの」又は「１つ又は２つ以上の」を意味するものと解釈されるべきである）、クレーム記載を導入するために用いられた不定冠詞の使用についても同じことが言える。
加えて、導入されたクレーム記載において特定の数が明示されている場合であっても、かかる記載は、典型的には、少なくとも記載された数を意味するものと解釈されるべきであることが、当業者には認識されるであろう（例えば、他に修飾語のない、単なる「２つの記載事項」という記載がある場合、典型的には、少なくとも２つの記載事項、又は２つ若しくは３つ以上の記載事項を意味する）。更に、「Ａ、Ｂ、及びＣなどのうちの少なくとも１つ」に類する表記が用いられる場合、一般に、かかる構文は、当業者がその表記を理解するであろう意味で意図されている（例えば、「Ａ、Ｂ、及びＣのうちの少なくとも１つを有するシステム」は、限定するものではないが、Ａのみ、Ｂのみ、Ｃのみ、ＡとＢの両方、ＡとＣの両方、ＢとＣの両方、及び／又はＡとＢとＣの全てなどを有するシステムを含む）。「Ａ、Ｂ、又はＣなどのうちの少なくとも１つ」に類する表記が用いられる場合、一般に、かかる構文は、当業者がその表記を理解するであろう意味で意図されている（例えば、「Ａ、Ｂ、又はＣのうちの少なくとも１つを有するシステム」は、限定するものではないが、Ａのみ、Ｂのみ、Ｃのみ、ＡとＢの両方、ＡとＣの両方、ＢとＣの両方、及び／又はＡとＢとＣの全てなどを有するシステムを含む）。更に、典型的には、２つ又は３つ以上の選択的な用語を表すあらゆる選言的な語及び／又は句は、文脈上他の意味に解釈すべき場合を除いて、説明文内であろうと、請求の範囲内であろうと、あるいは図面内であろうと、それら用語のうちの１つ、それらの用語のうちのいずれか、又はそれらの用語の両方を含む可能性を意図すると理解されるべきであることが、当業者には理解されるであろう。例えば、「Ａ又はＢ」という句は、典型的には、「Ａ」又は「Ｂ」又は「Ａ及びＢ」の可能性を含むものと理解されるであろう。
添付の「特許請求の範囲」に関して言えば、当業者であれば、本明細書における引用した動作は一般に、任意の順序で実施されてもよいことを理解するであろう。また、様々な動作上の流れがシーケンスの形で提示されているが、様々な動作は、例示した以外の順序で行われてもよく、又は同時に行われてもよいことが理解されるべきである。かかる代替の順序付けの例は、文脈上他の意味に解釈すべき場合を除いて、重複、交互配置、割込み、再順序付け、増加的、予備的、追加的、同時、逆、又は他の異なる順序付けを含んでもよい。更に、「〜に応答する」、「〜に関連する」といった用語、又は他の過去時制の形容詞は、一般に、文脈上他の意味に解釈すべき場合を除き、かかる変化形を除外することが意図されるものではない。
以上、様々な形態について本明細書で述べたが、これらの形態に対する多くの改変例、変形例、置換例、変更例、及び均等物を実施することが可能であり、また、当業者には想到されるであろう。また、材料が特定の構成要素に関して開示されているが、他の材料が使用されてもよい。したがって、上記の説明文及び添付の「特許請求の範囲」は、全てのそのような改変例及び変形例を、開示される形態の範囲に含まれるものとして網羅することを目的としたものである点を理解されたい。以下の「特許請求の範囲」は、全てのそのような改変例及び変形例を網羅することを目的としたものである。
要約すると、本明細書に記載した構想を用いる結果として得られる多数の利益が記載されてきた。１つ又は２つ以上の形態の上述の記載は、例示及び説明を目的として提示されているものである。包括的であることも、開示された厳密な形態に限定することも意図されていない。上記の教示を鑑みて、修正又は変形が可能である。１つ又は２つ以上の形態は、原理及び実際の応用について例示し、それによって、様々な形態を様々な修正例と共に、想到される特定の用途に適するものとして当業者が利用できるようにするために、選択され記載されたものである。本明細書と共に提示される特許請求の範囲が全体的な範囲を定義することが意図される。
〔実施の態様〕
（１） 組織を凝固及び切開するための外科用器具であって、前記外科用器具が、
プロセッサと、
前記外科用器具の遠位端のエンドエフェクタであって、前記エンドエフェクタが、組織と相互作用するように構成されており、前記エンドエフェクタが、
電極を備えるクランプアームと、
超音波ブレードと、を備える、エンドエフェクタと、
前記超音波ブレードに音響的に連結され、かつ前記超音波ブレードの超音波運動を引き起こすために発生器から駆動信号を受信し、前記超音波ブレードに超音波エネルギーを送達するように構成された超音波トランスデューサと、を備え、
前記プロセッサが、
前記エンドエフェクタに係合された組織の組織インピーダンスの決定に基づいて、ＲＦエネルギーの前記電極への送達及び超音波エネルギーの前記超音波ブレードへの送達を制御することと、
前記組織インピーダンスが閾値と一致したときに、ＲＦエネルギーの前記電極への送達から超音波エネルギーの前記超音波ブレードへの送達に切り替えることと、を行うように構成されている、外科用器具。
（２） 前記組織インピーダンスが、前記ＲＦエネルギーの電圧測定値を前記ＲＦエネルギーの電流測定値で除することによって説明される、実施態様１に記載の外科用器具。
（３） 前記組織インピーダンスの前記閾値は、ＲＦエネルギーを利用する前記組織の凝固中に組織封止が完了する終端インピーダンスである、実施態様１に記載の外科用器具。
（４） 前記組織が、ＲＦエネルギーを利用する凝固中の組織封止の完了後に、超音波エネルギーを利用して切断される、実施態様１に記載の外科用器具。
（５） 前記ＲＦエネルギーが、前記組織の血管を凝固させるために利用され、前記超音波エネルギーが、前記組織を切り開くために利用される、実施態様１に記載の外科用器具。
（６） 前記発生器が、前記発生器から前記エンドエフェクタに送達される電力を制御するため技法を利用し、前記技法が、前記組織インピーダンスを、前記エンドエフェクタによって前記組織と相互作用するために使用されるエネルギーの種類を決定するための入力として含む、実施態様１に記載の外科用器具。
（７） 前記算出された組織インピーダンスが、組織情報データベースに格納された閾値組織インピーダンス値と比較される、実施態様１に記載の外科用器具。
（８） 前記発生器が、単一出力ポートを備え、前記ＲＦエネルギー及び前記超音波エネルギーが、前記単一出力ポートを通じて前記エンドエフェクタに送達される、実施態様１に記載の外科用器具。
（９） 組織を凝固及び切開するための外科用器具にエネルギーを送達するための発生器であって、前記外科用器具が、その遠位端におけるエンドエフェクタであって、前記エンドエフェクタが、組織と相互作用するように構成されており、前記エンドエフェクタが、クランプアームと、超音波ブレードと、を備える、エンドエフェクタと、前記超音波ブレードに音響的に連結され、かつ前記超音波ブレードの超音波運動を引き起こすために前記発生器から駆動信号を受信し、前記超音波ブレードに超音波エネルギーを送達するように構成された超音波トランスデューサと、を備え、前記発生器が、
駆動信号を超音波トランスデューサに送達するように構成された第１の駆動回路と、
無線周波数（ＲＦ）エネルギーを前記電極に送達するように構成された第２の駆動回路と、
前記第１の駆動回路及び前記第２の駆動回路を制御するように構成されたプロセッサと、を備え、前記プロセッサが、
前記エンドエフェクタに係合された組織の組織インピーダンスの決定に基づいて、前記第２の駆動回路を制御してＲＦエネルギーを前記電極に送達し、前記第１の駆動回路を制御して超音波エネルギーを前記超音波ブレードに送達することと、
前記組織インピーダンスが閾値インピーダンス値と一致したときに、前記第１の駆動回路及び前記第２の駆動回路を制御して、ＲＦエネルギーの前記電極への送達から超音波エネルギーの前記超音波ブレードへの送達に切り替えることと、を行うように構成されている、発生器。
（１０） 組織を切開及び凝固させる方法であって、
プロセッサによって、外科用器具のエンドエフェクタに係合された組織の組織インピーダンスを算出することと、
前記プロセッサによって、前記算出された組織インピーダンスを閾値インピーダンス値と比較することと、
前記算出された組織インピーダンスが、前記閾値インピーダンス値未満である場合、ＲＦ駆動回路によって、ＲＦエネルギーを前記エンドエフェクタの電極に送達することと、
前記算出された組織インピーダンスが、前記閾値インピーダンス値以上である場合、超音波駆動回路によって、超音波エネルギーを前記エンドエフェクタの超音波ブレードに送達することと、を含む、方法。
（１１） 組織インピーダンスが、前記ＲＦエネルギーの電圧測定値を前記ＲＦエネルギーの電流測定値で除することによって説明される、実施態様１０に記載の方法。
（１２） 前記エンドエフェクタに送達して前記エンドエフェクタによって前記組織と相互作用するためのエネルギーの種類を決定することを更に含み、前記送達されるエネルギーの種類の特性が、前記エンドエフェクタと前記組織との間の相互作用の種類に対応する、実施態様１０に記載の方法。
（１３） 前記閾値インピーダンス値は、ＲＦエネルギーを利用する前記組織の凝固中に封止が完了する終端インピーダンスに対応する、実施態様１０に記載の方法。
（１４） 前記ＲＦエネルギー及び前記超音波エネルギーが、前記外科用器具に電気的に連結されている前記発生器の単一出力ポートを通じて前記エンドエフェクタに送達される、実施態様１０に記載の方法。
（１５） 組織を切開及び凝固させる方法であって、
ＲＦ駆動回路によって、ＲＦエネルギーを外科用器具の電極に送達することであって、前記外科用器具が、組織に係合され、前記電極が、前記組織の組織凝固中に前記ＲＦエネルギーを使用して組織封止を作り出す、送達することと、
プロセッサによって、前記組織の組織インピーダンスを算出することと、
前記算出された組織インピーダンスを閾値インピーダンス値と比較することと、
前記算出された組織インピーダンスが、前記閾値インピーダンス値以上である場合、超音波駆動回路によって、超音波エネルギーを前記外科用器具の超音波ブレードに送達することと、を含む、方法。
（１６） 前記ＲＦエネルギーの電圧測定値を前記ＲＦエネルギーの電流測定値で除して、前記組織インピーダンスを算出することを更に含む、実施態様１５に記載の方法。
（１７） 前記エンドエフェクタに送達して前記エンドエフェクタによって前記組織と相互作用するためのエネルギーの種類を決定することを更に含み、前記送達されるエネルギーの種類の特性が、前記エンドエフェクタと前記組織との間の相互作用の種類に対応する、実施態様１５に記載の方法。
（１８） 前記閾値インピーダンス値は、ＲＦエネルギーを利用する前記組織の凝固中に封止が完了する終端インピーダンスに対応する、実施態様１５に記載の方法。
（１９） 前記ＲＦエネルギー及び前記超音波エネルギーが、前記外科用器具に電気的に連結されている発生器の単一出力ポートを通じて前記エンドエフェクタに送達される、実施態様１５に記載の方法。
（２０） 組織を凝固及び切開するための外科用器具であって、前記外科用器具が、
プロセッサと、
前記外科用器具の遠位端のエンドエフェクタであって、前記エンドエフェクタが、組織と相互作用するように構成されており、前記エンドエフェクタが、
電極を備えるクランプアームと、
超音波ブレードと、を備える、エンドエフェクタと、
前記超音波ブレードに音響的に連結され、かつ前記超音波ブレードの超音波運動を引き起こすために発生器から駆動信号を受信し、前記超音波ブレードに超音波エネルギーを送達するように構成された超音波トランスデューサと、を備え、
前記プロセッサが、
前記エンドエフェクタに係合された組織の凝固状態を決定することと、
前記組織の前記凝固状態の前記決定に基づいて、ＲＦエネルギーの前記電極への送達及び超音波エネルギーの前記超音波ブレードへの送達を制御することと、
前記組織の凝固封止が実質的に完了したときに、ＲＦエネルギーの前記電極への送達から超音波エネルギーの前記超音波ブレードへの送達に切り替えることと、を行うように構成されている、外科用器具。
（２１） 前記組織の前記凝固状態が、ＲＦエネルギーの送達中に前記組織の組織インピーダンスを算出することによって決定され、前記算出された組織インピーダンスを用いて、前記組織の前記凝固封止が完了する時点を決定する、実施態様２０に記載の外科用器具。
（２２） 前記プロセッサが、神経回路網を使用して、ＲＦエネルギーと超音波エネルギーとを切り替えるように構成されている、実施態様２０に記載の外科用器具。
（２３） 前記プロセッサが、ベクトルマシンを使用して、ＲＦエネルギーと超音波エネルギーとを切り替えるように構成されている、実施態様２０に記載の外科用器具。
（２４） 組織を凝固及び切開するための外科用器具にエネルギーを送達するための発生器であって、前記外科用器具が、その遠位端におけるエンドエフェクタであって、前記エンドエフェクタが、組織と相互作用するように構成されており、前記エンドエフェクタが、クランプアームと、超音波ブレードと、を備える、エンドエフェクタと、前記超音波ブレードに音響的に連結され、かつ前記超音波ブレードの超音波運動を引き起こすために前記発生器から駆動信号を受信し、前記超音波ブレードに超音波エネルギーを送達するように構成された超音波トランスデューサと、を備え、前記発生器が、
駆動信号を超音波トランスデューサに送達するように構成された第１の駆動回路と、
無線周波数（ＲＦ）エネルギーを前記電極に送達するように構成された第２の駆動回路と、
前記第１の駆動回路及び前記第２の駆動回路を制御するように構成されたプロセッサと、を備え、前記プロセッサが、
前記エンドエフェクタに係合された組織の凝固状態を決定することと、
前記組織の前記凝固状態の前記決定に基づいて、前記第１の駆動回路及び前記第２の駆動回路を制御して、ＲＦエネルギーを前記電極に送達し、超音波エネルギーを前記超音波ブレードに送達することと、
前記組織の凝固封止が実質的に完了したときに、前記第１の駆動回路及び前記第２の駆動回路を制御して、ＲＦエネルギーの前記電極への送達から超音波エネルギーの前記超音波ブレードへの送達に切り替えることと、を行うように構成されている、発生器。
（２５） 組織を切開及び凝固させる方法であって、
プロセッサによって、外科用器具のエンドエフェクタに係合された組織の凝固状態を決定することと、
前記組織の前記凝固状態の前記決定に基づいて、ＲＦ駆動回路によって、ＲＦエネルギーを前記電極に送達し、超音波駆動回路によって、超音波エネルギーを前記超音波ブレードに送達することと、
前記組織の凝固封止が実質的に完了したときに、ＲＦエネルギーの前記電極への送達から超音波エネルギーの前記超音波ブレードへの送達に切り替えることと、を含む、方法。
（２６） 組織を治療するための方法であって、
第１の駆動回路によって、第１のエネルギー信号を外科用器具に送達することと、
第２の駆動回路によって、第２のエネルギー信号を前記外科用器具に送達することと、
前記外科用器具に係合された組織の組織インピーダンスを測定することと、
前記組織インピーダンスが所定の閾値と一致した際に、前記第１のエネルギー信号及び前記第２のエネルギー信号の送達を停止することと、を含み、
前記第１のエネルギー信号及び前記第２のエネルギー信号が、同時に送達される、方法。
（２７） 前記第１のエネルギー信号の送達及び前記第２のエネルギー信号の送達が、同時に停止する、実施態様２６に記載の方法。
（２８） 前記第１のエネルギー信号がＲＦエネルギー信号であり、前記第２のエネルギー信号が超音波エネルギー信号である、実施態様２６に記載の方法。
（２９） 前記第２のエネルギー信号が、定電力レベルで起動する、実施態様２６に記載の方法。
（３０） 前記第１のエネルギー信号に関連するフィードバックを受信して、前記第２のエネルギー信号の送達を制御することを更に含む、実施態様２６に記載の方法。
（３１） 前記第１のエネルギー信号に関連する複合負荷曲線（ＣＬＣ）テーブルを起動することを更に含む、実施態様２６に記載の方法。
（３２） 前記第１のエネルギー信号に関連する前記ＣＬＣテーブルを起動することは、前記ＣＬＣテーブルを、前記第２のエネルギー信号が前記外科用器具に送達されると同時に起動することを含む、実施態様３１に記載の方法。
（３３） 前記第２のエネルギー信号の電力レベルが、前記外科用器具に係合されている組織を切り開くことを回避するように選択される、実施態様２６に記載の方法。
（３４） 前記所定の閾値が、第１の所定の閾値であり、前記第１のエネルギー信号を前記外科用器具に送達することは、前記測定された組織インピーダンスが第２の所定の閾値と一致すると決定した際に、ＲＦエネルギーのパルスを送達することを含む、実施態様２６に記載の方法。
（３５） 前記所定の閾値が、第１の所定の閾値であり、前記第２のエネルギー信号を前記外科用器具に送達することは、前記測定された組織インピーダンスが第２の所定の閾値と一致すると決定した際に、前記第２のエネルギー信号の電力レベルを低下させることを含む、実施態様２６に記載の方法。
（３６） 前記第２のエネルギー信号の前記電力レベルを低下させることが、段階的関数に従って前記第２のエネルギー信号の前記電力レベルを低下させることを含む、実施態様３５に記載の方法。
（３７） 前記組織の前記組織インピーダンスを測定することが、前記組織インピーダンスの変化率を測定することを含み、前記第２の所定の閾値が、前記組織インピーダンスの所定の閾値変化率である、実施態様３５に記載の方法。
（３８） 前記所定の閾値が、第１の所定の閾値であり、前記第２のエネルギー信号を前記外科用器具に送達することは、前記測定された組織インピーダンスが第２の所定の閾値と一致すると決定した際に、前記第２のエネルギー信号の電力レベルを上昇させることを含む、実施態様２６に記載の方法。
（３９） 前記第２のエネルギー信号の前記電力レベルを上昇させることが、段階的関数に従って前記第２のエネルギー信号の前記電力レベルを低下させることを含む、実施態様３８に記載の方法。
（４０） 前記組織の前記組織インピーダンスを測定することが、前記組織インピーダンスの変化率を測定することを含み、前記第２の所定の閾値が、前記組織インピーダンスの所定の閾値変化率である、実施態様３８に記載の方法。
（４１） 組織を凝固及び切開するための外科用器具であって、前記外科用器具が、
プロセッサと、
前記外科用器具の遠位端のエンドエフェクタであって、前記エンドエフェクタが、組織と相互作用するように構成されており、前記エンドエフェクタが、
電極を備えるクランプアームと、
超音波ブレードと、を備える、エンドエフェクタと、
前記超音波ブレードに音響的に連結され、かつ前記超音波ブレードの超音波運動を引き起こすために発生器から駆動信号を受信し、前記超音波ブレードに超音波エネルギーを送達するように構成された超音波トランスデューサと、を備え、
前記プロセッサが、
ＲＦエネルギーの前記電極への送達を制御することと、
超音波エネルギーの前記超音波ブレードへの送達を制御することと、
前記エンドエフェクタに係合された組織の組織インピーダンスを測定することと、
前記組織インピーダンスが所定の閾値と一致した際に、前記ＲＦエネルギー及び前記超音波エネルギーの送達を停止することと、を行うように構成されており、
前記ＲＦエネルギー及び前記超音波エネルギーが、同時に送達される、外科用器具。
（４２） 前記プロセッサが、前記ＲＦエネルギーの送達及び前記超音波エネルギーの送達を同時に停止するように構成されている、実施態様４１に記載の外科用器具。
（４３） 前記プロセッサが、前記超音波エネルギーを定電力レベルで送達するように構成されている、実施態様４１に記載の外科用器具。
（４４） 前記プロセッサが、前記ＲＦエネルギーに関連するフィードバックを受信し、かつ前記フィードバックに基づいて前記超音波エネルギーの送達を制御するように構成されている、実施態様４１に記載の外科用器具。
（４５） 前記プロセッサが、前記ＲＦエネルギーに関連する複合負荷曲線（ＣＬＣ）テーブルを起動するように構成されている、実施態様４１に記載の外科用器具。
（４６） 組織を凝固及び切開するための外科用器具にエネルギーを送達するための発生器であって、前記外科用器具が、その遠位端におけるエンドエフェクタであって、前記エンドエフェクタが、組織と相互作用するように構成されており、前記エンドエフェクタが、クランプアームと、超音波ブレードと、を備える、エンドエフェクタと、前記超音波ブレードに音響的に連結され、かつ前記超音波ブレードの超音波運動を引き起こすために前記発生器から駆動信号を受信し、前記超音波ブレードに超音波エネルギーを送達するように構成された超音波トランスデューサと、を備え、前記発生器が、
駆動信号を超音波トランスデューサに送達するように構成された第１の駆動回路と、
無線周波数（ＲＦ）エネルギーを前記電極に送達するように構成された第２の駆動回路と、
前記第１の駆動回路及び前記第２の駆動回路を制御するように構成されたプロセッサと、を備え、前記プロセッサが、
前記第２の駆動回路を制御して、ＲＦエネルギーを前記電極に送達することと、
前記第１の駆動回路を制御して、超音波エネルギーを前記超音波ブレードに送達することと、
前記エンドエフェクタに係合された組織の組織インピーダンスを測定することと、
前記組織インピーダンスが所定の閾値と一致した際に、前記第１及び第２の駆動回路を制御して、前記ＲＦエネルギー及び前記超音波エネルギーの送達を停止することと、を行うように構成されており、
前記第１の駆動回路及び前記第２の駆動回路が、前記ＲＦエネルギー及び前記超音波エネルギーを同時に送達するように制御される、発生器。
（４７） 前記プロセッサが、前記第１の駆動回路及び前記第２の駆動回路を、前記ＲＦエネルギーの送達及び前記超音波エネルギーの送達を同時に停止するように構成されている、実施態様４６に記載の発生器。
（４８） 前記プロセッサが、前記第１の駆動回路を制御して、前記超音波エネルギーを定電力レベルで送達するように構成されている、実施態様４６に記載の発生器。
（４９） 前記プロセッサが、前記電極に送達される前記ＲＦエネルギーに関連するフィードバックを受信し、かつ前記フィードバックに基づいて、前記第２の駆動回路を制御して、前記超音波エネルギーを送達するように構成されている、実施態様４６に記載の発生器。
（５０） 前記プロセッサが、前記第２の駆動回路に関連する複合負荷曲線（ＣＬＣ）テーブルを起動するように構成されている、実施態様４６に記載の発生器。

Claims (12)

  1. 組織を凝固及び切開するための外科用器具であって、前記外科用器具が、
    プロセッサと、
    前記外科用器具の遠位端のエンドエフェクタであって、前記エンドエフェクタが、組織と相互作用するように構成されており、前記エンドエフェクタが、
    電極を備えるクランプアームと、
    超音波ブレードと、を備える、エンドエフェクタと、
    前記超音波ブレードに音響的に連結され、かつ前記超音波ブレードの超音波運動を引き起こすために発生器から駆動信号を受信し、前記超音波ブレードに超音波エネルギーを送達するように構成された超音波トランスデューサと、を備え、
    前記プロセッサが、
    前記エンドエフェクタに係合された前記組織の組織インピーダンスの決定に基づいて、無線周波数（ＲＦ）エネルギーの前記電極への送達及び前記超音波エネルギーの前記超音波ブレードへの送達を制御することと、
    第１の時間の期間で前記組織インピーダンスが初期レベルのときに前記エンドエフェクタに前記ＲＦエネルギーを送達させることと、
    前記第１の時間の期間の後の第２の時間の期間で前記組織インピーダンスが前記初期レベルよりも低い第２のレベルのときに前記エンドエフェクタに前記ＲＦエネルギーを送達させ続けることと、
    前記第２の時間の期間の後の第３の時間の期間で前記組織インピーダンスが前記初期レベルよりも高い閾値と一致したときに、前記ＲＦエネルギーの前記電極への送達から前記超音波エネルギーの前記超音波ブレードへの送達に、前記エンドエフェクタに切り替えさせることと、を行うように構成されており、
    前記発生器は、前記第１及び第２の時間の期間に前記エンドエフェクタ内の前記電極まで送達される前記ＲＦエネルギーをパルス出力するように更に構成され、
    前記発生器が、単一出力ポートを備え、前記ＲＦエネルギー及び前記超音波エネルギーが、前記単一出力ポートを通じて前記エンドエフェクタに送達され、
    前記ＲＦエネルギーの電圧は、前記超音波エネルギーの電圧よりも低く、
    前記ＲＦエネルギーの電流は、前記超音波エネルギーの電流よりも高い、外科用器具。
  2. 前記組織インピーダンスが、前記ＲＦエネルギーの電圧測定値を前記ＲＦエネルギーの電流測定値で除することによって決定される、請求項１に記載の外科用器具。
  3. 前記組織インピーダンスの前記閾値は、前記ＲＦエネルギーを利用する前記組織の凝固中に組織封止が完了する終端インピーダンスである、請求項１に記載の外科用器具。
  4. 前記組織が、前記ＲＦエネルギーを利用する凝固中の組織封止の完了後に、前記超音波エネルギーを利用して切断される、請求項１に記載の外科用器具。
  5. 前記ＲＦエネルギーが、前記組織の血管を凝固させるために利用され、前記超音波エネルギーが、前記組織を切り開くために利用される、請求項１に記載の外科用器具。
  6. 前記発生器が、前記発生器から前記エンドエフェクタに送達される電力を制御するため技法を利用し、前記技法が、前記組織インピーダンスを、前記エンドエフェクタによって前記組織と相互作用するために使用されるエネルギーの種類を決定するための入力として含む、請求項１に記載の外科用器具。
  7. 決定された前記組織インピーダンスが、組織情報データベースに格納された組織インピーダンス閾値と比較される、請求項１に記載の外科用器具。
  8. 前記プロセッサが、神経回路網を使用して、前記ＲＦエネルギーと前記超音波エネルギーとを切り替えるように構成されている、請求項１に記載の外科用器具。
  9. 前記プロセッサが、ベクトルマシンを使用して、前記ＲＦエネルギーと前記超音波エネルギーとを切り替えるように構成されている、請求項１に記載の外科用器具。
  10. 前記エンドエフェクタは、前記エンドエフェクタが前記組織と係合したときの前記組織インピーダンスを得るための１つまたはそれ以上のセンサを更に備え、
    前記プロセッサが、前記センサからの信号を処理して前記組織インピーダンスを決定することを行うように更に構成されている、請求項１に記載の外科用器具。
  11. 前記第１及び第２の時間の期間、前記ＲＦエネルギーはピーク値が徐々に大きくなるように出力される、請求項１に記載の外科用器具。
  12. 前記クランプアームと前記超音波ブレードとは、その間に前記組織を把持できるように構成されており、前記クランプアームは、前記組織が位置付けられる凹部を形成するように外側部が傾斜しており、前記電極は、前記クランプアームの外側部に位置付けられている、請求項１に記載の外科用器具。
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